DE3485791T2 - Schnelles abbildungsverfahren mittels nmr. - Google Patents

Description

• Die Erfindung bezieht sich auf medizinische Abbildungssysteme unter Anwendung von magnetischer Kernresonanz. In einer Stammanmeldung bezieht sich die Erfindung auf eine schnelle Querschnittsabbildung des Körpers und schließt die Abbildung verschiedener Relaxationszeiten ein.
• Es kann sinnvollerweise auf die EP-B-0121312 Bezug genommen werden, aus der diese Erfindung ausgeschieden wurde.
• Magnetische Kernresonanz, abgekürzt NMR, stellt ein neues medizinisches Abbildungsverfahren dar. Es arbeitet völlig ohne Eindringung und ohne ionisierende Strahlung. Sehr allgemein ausgedrückt, werden magnetische Momente bei spezifischen Spin- Frequenzen erregt, die zum lokalen Magnetfeld proportional sind. Die aus dem Abklingen dieser Spins resultierenden Hochfrequenz-Signale werden unter Verwendung von Aufnehmerspulen empfangen. Durch Manipulation der magnetischen Felder wird eine Gruppe von Signalen bereitgestellt, die verschiedene Volumenbereiche darstellen. Diese werden zur Erzeugung einer volumetrischen Abbildung der Dichte des Körpers kombiniert.
• Eine Reihe von beschreibenden Aufsätzen über NMR erschien 1980 in der Juni-Ausgabe von IEEE Transactions on Nuclear Science, Band NS-27, Seiten 1220 - 1255. Die Grundkonzepte werden im Grundsatzartikel "Introduction to the Principles of NMR" von W.V. House, Seiten 1220 - 1226 beschrieben.
• Es wird eine Reihe von dreidimensionalen Verfahren beschrieben. Ein wichtiges Verfahren wird von P.V. Lauterbur und C.M. Lou unter dein Titel "Zeugmatography by Reconstruction from Projections", auf den Seiten 1227 - 1231 beschrieben. Bei diesem Verfahren wird ein linearer Feldgradient auf das starke axiale Magnetfeld überlagert. Der Gradient bewirkt, daß jede Ebene im Volumen in einer zum Gradienten senkrechten Richtung einer unterschiedlichen Resonanzfrequenz ausgesetzt ist. Eine ein Frequenzspektrum enthaltende Explosion wird verwendet, um alle Ebenen gleichzeitig zu erregen. Nach der Erregung wird das empfangene Signal dann in seine einzelnen Komponenten Fourier-transformiert. Die Amplitude stellt bei jeder Frequenz eine ebene Integration der Protonendichte dar. Dieser Prozeß kann unter Verwendung eines Gradientenfeldes in unterschiedlichen Richtungen wiederholt werden, um Informationen über Gruppen von Ebenen zu sammeln. Diese planaren Integrale können zur Erzeugung zweidimensionaler Projektionsbilder eines Volumens verwendet werden, oder, alternativ dazu, dreidimensionaler Information über die Protonendichte jedes Voxels in dem Volumen.
• Das Projektionsbild wird durch Erhalten der integrierten Dichte von im wesentlichen allen zur Ebene des Projektionsbildes senkrechten Ebenen gewonnen. Die Gesamtzahl der benötigten Ebenen, bei allen Winkeln und Positionen, ist im wesentlichen gleich der Zahl der Pixel im zweidimensionalen Projektionsbild. Das Rekonstruktionsverfahren schließt die klassische Rekonstruktion aus Projektionen ein, wie sie in modernen Computertomographiesystemen weit verbreitet ist. Das am häufigsten verwendete Verfahren ist die Rückfaltungs-Projektion.
• Es gibt dreidimensionale Rekonstruktionen, die Querschnittbilder liefern. Das im Lauterbur-Aufsatz beschriebene Verfahren schließt die Herstellung einer Gruppe von zweidimensionalen Projektionsbildern in jedem Winkel durch das Objekt ein. Zeilen stellen in diesen Abbildungen Zeilenintegrale oder Projektionen von Querschnittsebenen des Objekts dar. Somit kann bei Anwendung klassischer Rekonstruktionstechniken wiederum jede gewünschte Querschnittsebene rekonstruiert werden.
• Ein zweites verbreitetes Verfahren zur Gewinnung und Verarbeitung von NMR-Abbildungsdaten wird in einem Aufsatz von E.R. Andrew mit dem Titel "Nuclear Magnetic Resonance Imaging: The Multiple Sensitive Point Method" auf den Seiten 1232 - 1238 in derselben Ausgabe beschrieben. Bei diesem Verfahren wird ein selektives System angewandt, das Daten von einzelnen Voxels in dem fraglichen Volumen gewinnt. Dies wird durch Verwendung dynamisch variierender Felder für die Gradienten erreicht. Im allgemeinen integrieren bei diesen dynamischen Feldern alle Bereiche außer dem kleinen, der das zeitlich veränderliche Feld nicht enthält, nach Null. Wenn also zeitlich veränderliche Felder unterschiedlicher Frequenzen auf drei orthogonale Achsen angewendet werden, ist nur ein einziger Punkt oder Voxel nicht zeitlich veränderlich. Das Signal wird deshalb nur diesen Punkt darstellen, ohne Rekonstruktion aus Projektionen zu benötigen.
• Die Schwierigkeit bei diesem System besteht darin, daß es eine sehr lange Datengewinnungszeit benötigt, da das Signal von nur jeweils einem Voxel genommen wird. Es muß ausreichend Zeit für jedes Voxel aufgewendet werden, um ein angemessenes Signal/- Rausch-Verhältnis zu erreichen. Diese Schwierigkeit wird durch Verwendung dynamischer Gradienten auf zwei Achsen und eines statischen Gradienten auf der dritten Achse erleichtert. Somit entspricht jede Position in der Richtung der dritten Achse wieder einer unterschiedlichen Frequenz. Bei Breitband-Erregung und Fourier-Transformation des empfangenen Signals liefern die Frequenz-Spektren gleichzeitig die Dichte einer Gruppe von Voxels längs einer Zeile. Die Zeile ist die der Schnittstelle der zwei orthogonalen dynamischen Gradienten entsprechende, wo alle außer einer einzigen Zeile durchschnittlich Null betragen.
• Obwohl dieses Verfahren die durch die Rekonstruktion aus Projektionen verursachten Artefakte vermeidet, benötigt es weiterhin eine relativ lange Datengewinnungszeit mit der daraus resultierenden Unschärfe durch physiologische Bewegungen, einschließlich respiratorischer und kardiovaskularer.
• Ein drittes Abbildungsverfahren ist ebenfalls zeilen- oder punktselektiv und wird in einem Aufsatz von L.E. Crooks mit dem Titel "Selektive Irradiation Line Scan Techniques for NMR Imaging" auf den Seiten 1239 - 1244 derselben Ausgabe beschrieben. Dieses gebräuchliche Verfahren weist eine Anzahl von Variationen auf. Bei einer wird ein selektiver Impuls verwendet, um eine einzige fragliche Ebene unter Verwendung eines statischen Gradienten und eines geeignet geformten Impulses zu erregen. Das resultierende Signal von der erregten Ebene wird gespeichert. Nach dem Gleichgewicht wird eine orthogonale Ebene mit einer höheren Intensität erregt, so daß die Magnetisierung invertiert oder negativ gemacht wird. Irradiation dieser Art erzeugt kein empfangenes Signal. Der erste Schritt wird dann wiederholt, indem die fragliche Ebene selektiv erregt und das resultierende Signal gespeichert wird. In diesem Fall wird jedoch eine Zeile in der fraglichen Ebene fehlen, da sie durch die Hochintensitätserregung einer zur fraglichen Ebene orthogonalen Ebene gesättigt wurde. Somit ist die Zeile der Schnittstelle nicht im resultierenden Signal enthalten. Eine einfache Subtraktion des ersten und zweiten gespeicherten Signals stellt die Zeile der Schnittstelle dar. Durch Messung verschiedener Zeilen unter vielen Winkeln und Positionen in der fraglichen Ebene wird mittels dieses Subtraktionsverfahrens ein rekonstruiertes Bild der Ebene unter Verwendung klassischer Techniken der Rekonstruktion aus Projektionen erzeugt.
• Ein alternatives Verfahren, das die gleiche Zeilenschnittstelle der orthogonalen Ebenen verwendet, vermeidet die Subtraktionsoperation. In diesem Fall wird die orthogonale Ebene unmittelbar mit invertierender Strahlung erregt. Die Zeile der Schnittstelle wird so beeinflußt, daß sie zu einem späteren Zeitpunkt ein Spin-Echo-Signal erzeugt. So stellt das Signal zu diesem späteren Zeitpunkt nur die gewünschte Zeile dar. Wieder wird eine Gruppe von Zeilenintegralsignalen zur Erzeugung eines Querschnittbildes verwendet.
• Es wurden auch ähnliche Sensitivpunkt- und Sensitivzeilen- Verfahren vorgeschlagen, was in einer Sättigung aller Ebenen mit Ausnahme einer bestimmten fraglichen resultiert. Darauf folgt sofort eine ähnliche Erregung in einer orthogonalen Richtung, die alles außer einer Zeile in der Ebene sättigt. Entweder kann das Zeilenintegralsignal gewonnen werden, oder eine dritte orthogonale Erregung kann zur Gewinnung des Signals von einem Punkt oder Voxel verwendet werden. Sättigung wird durch einen relativ lange anstehenden Hochfrequenzimpuls in Gegenwart eines Gradienten erreicht, der den Bereich entmagnetisiert, der den erregten Frequenzen entspricht. Dieses Verfahren wird in einem Aufsatz von A.N. Garroway, P.K. Grannell und P. Mansfield mit dem Titel "Image Formation in NMR by a Selective Irradiative Process", erschienen in J. Phys. C: Solid State Physics, Vol. 7, 1974, Seiten L457 - L462, beschrieben.
• Ein weiteres Verfahren zur NMR-Abbildung wird in einem unlängst erschienenen Buch mit dem Titel Nuclear Magnetic Resonance Imaging in Medicine, veröffentlicht 1981 von Igaku- Shoin, Ltd., Tokio, beschrieben. Kapitel 3 dieses Buches, von Lawrence E. Crooks, gibt einen Überblick über die verschiedenen Abbildungstechniken. Außer den bereits erwähnten gibt es ein weiteres planares Integrationsverfahren, beschrieben auf den Seiten 44 - 47. Hier wird jedes Ebenenintegral durch Verwendung eines zur Ebene senkrechten Gradienten phasenmoduliert. Wenn der Gradient entfernt wird, haben die Kerne längs der Ebene zyklische Phasenverteilungen, in Abhängigkeit von der Magnetfeldstärke. Durch Gewinnung dieser Ebenenintegrale bei Verwendung von Phasenverteilungen mit unterschiedlichen räumlichen Frequenzen wird Information über jede Zeile in der Ebene gewonnen. Diese Information wird dekodiert, wobei wiederum Fourier-Transformation angewendet wird. Dieses Verfahren wurde als Spin-Krümmungs-Abbildung bezeichnet.
• Kürzlich wurde von einem weiteren Verfahren berichtet, das ebenfalls zyklische Verteilungen längs einer Ebene liefert. In diesem Fall werden die zyklischen Variationen jedoch durch Auflegen eines Gradienten auf die Intensität des Hochfrequenz- Erregungsfeldes erreicht. Wenn der Gradient stark genug gemacht wird, treten zyklische Variationen quer durch die Ebene auf, wo die Bereiche mit 90º-Erregung maximal ansprechen und die mit 0º und 180º nicht ansprechen. Wie im vorigen liefert eine Reihe von Erregungen mit Gradienten veränderlicher Intensitäten zyklische Variationen bei unterschiedlichen räumlichen Frequenzen, die transformiert werden können, um die Verteilung innerhalb der gewählten Ebene zu rekonstruieren. Dieses Verfahren wird in einem Aufsatz von D.I. Hoult mit dem Titel "Rotating Frame Zeugmatography" beschrieben, der in Phil. Trans. R. Soc. London, B289:534-547 (1980) erschien.
• Eine weitere Abbildungsfolge, die in einigen zur Zeit handelsüblichen Instrumenten verwendet wird, wird in einem Aufsatz von I.R.Young, et al. mit dem Titel "Magnetic Resonance Properties of Hydrogen: Imaging of the Posterior Fossa" in American Journal of Radiology, Band 137, Seiten 895-901, November 1981, beschrieben. Hier wird eine einzige Erregungsexplosion zur Auswahl der gewünschten Ebene verwendet. Diese Explosion findet in Gegenwart eines z-Gradienten statt, so daß die Explosionsfrequenz eine bestimmte xy-Ebene im Volumen auswählt. Unmittelbar nach der Explosion, wenn das FID-Signal empfangen wird, wird der z-Gradient abgeschaltet und ein transverser Gradient angelegt. Daraufhin erzeugt jede Zeile in der Ebene, senkrecht zum transversen Gradienten, eine unterschiedliche Frequenz. Für Querschnittsbilder wird diese Sequenz wiederholt, wobei der transverse Gradient in unterschiedliche Winkel gedreht wird, so daß ein kompletter Projektionssatz geliefert wird. Die Rekonstruktion wird durch klassische Verfahren der Rekonstruktion aus Projektionen, wie z.B. gefilterte Rückprojektion, durchgeführt.
• Im allgemeinen erfordern alle beschriebenen Verfahren Zeiträume in der Größenordnung von Minuten, um das gewünschte Querschnittsbild zu erzeugen. Dies liegt im Grunde daran, daß der fragliche Abschnitt sehr oft erregt wird. Die Zeit zwischen den Erregungen beträgt annähernd T&sub1;, die Spingitter-Relaxationszeit, die sich in der Größenordnung von 1,0 Sekunden bewegt. Diese minutenlange Abtastzeit ist aus mehreren Gründen unerwünscht. Die grundlegenden physiologischen Bewegungen des Körpers und die verschiedenen Bewegungen des Patienten verwaschen das Bild und mindern so wesentlich seine Qualität. Darüberhinaus ist der Versuch, über einen so langen Zeitraum unbeweglich zu bleiben, unangenehm für den Patienten. Außerdem verhindern diese Verfahren die Erzeugung von Bewegungsbildern, die die verschiedenen physiologischen Bewegungen, wie z.B. das schlagende Herz zeigen.
• Ein Versuch, diese Probleme zu beheben, wurde in einem Aufsatz von P. Mansfield und I.L. Pykett im Journal of Magnetic Resonance, Band 29, 1978, Seite 355, beschrieben. Ein als echoplanare Abbildung bekanntes System wird beschrieben, bei dem in einem einzigen FID die Information aus einer gesamten Ebene abgeleitet wird. Obwohl die Bildgewinnungszeit äußerst kurz wird, da jeder Bereich nur einmal erregt wird, und eine relativ große Bandbreite verwendet wird, haben die resultierenden Abbildungen ein schlechtes Signal/Rausch-Verhältnis und schlechte Auflösung.
• Daher benötigen zur Zeit alle verfügbaren handelsüblichen Instrumente einige Minuten, um ein Querschnittsbild zu erzeugen, was ihre Anwendbarkeit deutlich begrenzt.
• Ein Ziel dieser Erfindung besteht in der Bereitstellung eines schnellen Verfahrens zur Gewinnung von Querschnitts-NMR-Bildern.
• Ein weiteres Ziel dieser Erfindung besteht in der Bereitstellung eines schnellen Verfahrens zur Gewinnung von Querschnittsbildern von NMR-Relaxationszeiten.
• Ein weiteres Ziel dieser Erfindung besteht in der Bereitstellung von Querschnitts-NMR-Bilder mit verbessertem Signal/- Rausch-Verhältnis.
• Ein weiteres Ziel dieser Erfindung besteht in der Bereitstellung eines schnellen Verfahrens zur Gewinnung von dreidimensionalen NMR-Abbildungen.
• Kurz, erfindungsgemäß wird eine Folge von Erregungen verwendet um ein Objekt schnell abzubilden, wobei die Folge während einer Relaxationszeit auftritt und in einer Folge von Projektionsmessungen resultiert. Jede Projektionsmessung wird dann verarbeitet, um das Signal anzunähern, das auftreten würde, wenn es zu der gewünschten bestimmten Zeit gewonnen worden wäre, und die verarbeiteten Projektionsmessungen werden dann rekonstruiert, um eine Relaxationszeiten gegenüber empfindliche Abbildung zu liefern.
• Für eine vollständigere Offenbarung der Erfindung wird auf die folgende detaillierte Beschreibung einiger anschaulicher Ausführungsformen derselben verwiesen, die in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen gegeben wird, wobei
• Figur 1 eine schematische Darstellung eines in der Erfindung verwendeten NMR-Abbildungssystems ist,
• Figuren 2 und 3 Gruppen von in DEFT(Driven Equilibrium Fourier Transform)-Systemen verwendeten Signalverläufen sind,
• Figur 4 ein Blockschaltbild einer zur Korrektur der Differenzen bei der Probenahmezeit verwendeten Ausführungsform der Erfindung ist,
• Figur 5 ein Blockschaltbild einer alternativen, zur Korrektur von Differenzen bei der Probenahmezeit und der Bereitstellung einer Abbildung der Relaxationszeit verwendeten Ausführungsform ist,
• Figur 6 ein Blockschaltbild einer alternativen, zur Korrektur der Differenzen der Probenahmezeit verwendeten Ausführungsform ist,
• Figur 7 Signalverläufe darstellt, die die Folge von Gewinnungen veranschaulichen, die während der Relaxationsverfahren auftreten; und
• Figur 8 eine Gruppe von Signalverläufen ist, die die in Ausführungsformen der Erfindung verwendeten sukzessiven Spin- Echo-Signale veranschaulichen.
• Die Folge der Projektionsmessungen, die zur Erzeugung einer für die Relaxationszeit empfänglichen Abbildung verwendet werden, werden von Erregungen abgeleitet, die während eines einzigen Relaxationszeitraumes auftreten. Die Folge kann beispielsweise durch Verwendung einer DEFT-Technik nach jedem Erregungsimpuls gewonnen werden. In solchen Fällen ist jeder Erregungsimpuls einem gegebenen transversen Gradienten zugeordnet. Eine weitere Option ist die Verwendung einer Multiple-Spin-Echo-Technik, bei der die Folge von Projektionsmessungen durch eine Reihe von Spin-Echo erzeugenden Impulsen erzeugt wird, von denen jeder einem unterschiedlichen transversen Gradienten zugeordnet ist.
• Die Wiedergewinnung von Informationen über die Protonendichte ist das gewöhnliche Ziel der NMR-Abbildung, und um der Deutlichkeit willen beginnt die folgende Beschreibung mit einer Erörterung der Verwendung der veranschaulichten Ausführungsformen zur Wiedergewinnung der genannten Art Daten. Daraufhin wird die Wiedergewinnung von relaxationszeit-abhängiger Information betrachtet, die natürlich Ziel der vorliegenden Erfindung ist.
• Der breite Aspekt der Erfindung kann am besten mit Bezug auf Figur 1 verdeutlicht werden. Hier soll ein Querschnittsbild des Volumens 10 des Körpers auf dem Level 28 erstellt werden. Das Volumen enthält viele Strukturen, wie Gefäß 11 und Leber 12 mit Tumor 32. Viele dieser Strukturen weisen beträchtliche Bewegung auf, z.B. respirative Bewegungen, die, wenn die Daten nicht während eines Zeitraums, in dem der Atem angehalten wird, gewonnen werden, beträchtliche Unschärfe zur Folge haben.
• Die bei diesem NMR-Abbildungssystem verwendete Vorrichtung ist mit der in heutigen Instrumenten verwendeten identisch. Aus Gründen der Anschaulichkeit wird das axiale Hauptmagnetfeld in der z-Richtung unter Verwendung der durch die Spulen 16 und 17 erregten Polschuhe 13 und 14 erzeugt. Diese werden durch die Gleichstromquelle V&sub1; gespeist, wobei die Spulen 16 und 17 Felder in der gleichen Richtung erzeugen, so daß ein im wesentlichen gleichförmiges Feld überall im fraglichen Bereich im Volumen 10 geschaffen wird. Dies ist bei weitem das stärkste Feld im System, mit einer Stärke in der Größenordnung von ein bis zehn Kilogauß. Sowohl bei dieser als auch bei den übrigen Spulen sind die Buchstabenpaare A-E nur praktische Arten, Verbindungen anzuzeigen.
• Unter Verwendung der Gradientenspulen werden spezifische Bereiche ausgewählt. Die Spulen 18 und 19 bilden ein Gradientenfeld in der z-Richtung, gespeist durch die Quelle V&sub2;. In ähnlicher Weise befinden sich die Spulen 23 und 24 auf gegenüberliegenden Seiten des Objekts 10 und bilden so ein Gradientenfeld in der x-Richtung, gespeist durch die Quelle V&sub3;. Die Spulen 20 und 25, gespeist durch die Quelle V&sub5;, bilden das y- Gradientenfeld. Anders als die Spulen 16 und 17, die ein gleichförmiges Feld erzeugen, wirken diese Gradientenspulen gegeneinander, so daß ein veränderliches Feld in der zugehörigen Richtung erzeugt wird.
• Spulen 21 und 22 sind die Hochfrequenzspulen, die sowohl die Sender- als auch die Empfängerfunktion übernehmen. Sie erzeugen Felder in der gleichen Richtung, um ein im wesentlichen gleichförmiges Feld im Volumen 10 zu erzeugen. Wenn sich der Schalter 27 in der Sendestellung 26 befindet, wird der Generator V&sub4; verwendet, um die Magnetspins im Volumen 10 zu erregen. Wenn der Schalter 27 mit der Empfängerstellung verbunden ist, wird Signal 31 von den magnetischen Spin-Signalen im Volumen 10 empfangen. Diese werden im Prozessor 29 verarbeitet, um ein Querschnittsbild des Volumens 10 zu liefern. Das resultierende Querschnittsbild wird auf dem Bildschirm 30 angezeigt. In einer alternativen Anordnung werden getrennte Sende- und Empfangsspulen verwendet und der Schaltvorgang vermieden.
• In einem typischen System zur Bereitstellung eines Querschnittsbildes nach den obengenannten Druckschriften wird eine spezielle Querschnittsebene, z.B. Ebene 28 ausgewählt, indem ein Gradient in der z-Richtung unter Verwendung von V&sub2; angelegt wird, und das Volumen mit einem HF-(Hochfrequenz-)Impuls V&sub4; erregt wird, wobei der Schalter 27 in Sendestellung ist. Die Frequenz dieses Explosions- oder HF-Impulses bestimmt die gewünschte Ebene. Um eine Abbildung der Ebene zu rekonstruieren, wird eine Folge von Projektionsmessungen durchgeführt, wobei verschiedene transverse Gradientenanordnungen verwendet werden. Beispielsweise werden während des auf den HF-Impuls folgenden FID-(free induction decay-)Signals transverse Gradienten bei allen Winkeln verwendet. Diese werden durch Anlegen geeigneter Signalverläufe an V&sub3; erzeugt, um eine x-Gradientenkomponente zu liefern und V&sub5;, um eine y-Gradientenkomponente zu liefern. Typischerweise werden ungefähr 180 Projektionen in Ein-Grad-Intervallen gebildet. Jeder Gradient stellt eine Gruppe von Zeilen dar, senkrecht zur Gradientenrichtung, wo jede Zeile eine unterschiedliche Frequenz erzeugt. So liefert eine Fourier-Transformation des FID für jede transverse Gradientenrichtung die dieser Richtung entsprechende Projektionsinformation. V&sub3; und V&sub5; werden so nach jeder Erregung verändert, um den durch die Fourier-Transformation jedes FID dargestellten kompletten Projektionsdatensatz zu liefern. Dieser kann in jedem klassischen Verfahren zur Rekonstruktion aus Projektionen verwendet werden, wie z.B. dem Rückfaltungs-Projektionssystem, um das Querschnittsbild zu rekonstruieren.
• Eine Vielzahl anderer Folgen von Anordnungen des transversen Gradienten kann ebenso zur Rekonstruktion des Querschnittsbildes verwendet werden. Ein anderes Verfahren, das beträchtliche Popularität gewonnen hat, ist das Spin-Krümmungs-System. Anstatt Projektionen in verschiedenen Richtungen zu nehmen, werden hierbei alle Projektionen in derselben Richtung genommen. Wie z.B. in Figur 11 des Aufsatzes "NMR Imaging Techniques and Applications: A Review" von P.A. Bottomley in Rev. Sci. Inslium, Band 53, Seiten 1319-1337, September 1982, gezeigt, wird der von V&sub3; gespeiste x-Gradient während des Readout-Signals verwendet und so die Ebene in eine zur x-Achse senkrechte Gruppe von Zeilen zerlegt. Für die andere Dimension wird V&sub5;, die die y-Gradientenspulen speist, vor dem empfangenen Signal angedreht, um die Ebene längs der y-Achse zu "krümmen". V&sub5; wird für jede HF-Erregung sequentiell geordnet durch einen Bereich an Werten, die zyklische Phasenveränderungen längs der y-Achse liefern. Jeder V&sub5;-Wert, der einen unterschiedlichen y- Gradienten darstellt, erzeugt so eine zyklische Phasenvariation einer unterschiedlichen räumlichen Frequenz. Eine räumliche Fourier-Transformation dieser Werte zerlegt die Daten in räumliche Information in der y-Richtung. So schließt der Rekonstruktionsprozeß eine zeitweilige Fourier-Transformation des FID-Signals zur Zerlegung der x-Variationen ein und eine räumliche Fourier-Transformation der Folge der FID-Signale, um die Zerlegung in der y-Richtung zu erreichen.
• Im Allgemeinen muß jedoch beachtet werden, daß die Rekonstruktion eines nxn-Querschnittsbildes annähernd n gleiche transverse Gradientenanordnungen erfordert. Zwei Verfahren, die Rekonstruktion aus Mehrfach-Winkel-Projektionen und Spin-Krümmung, wurden aus Gründen der Anschaulichkeit kurz beschrieben, doch ist in der Literatur noch eine Reihe anderer zu finden.
• Bei jedem dieser Verfahren wird das grundlegende Problem der Notwendigkeit langer Abbildungszeiten durch das Relaxationsphänomen verursacht. Beispielsweise gewinnen wir bei der ersten Erregung zu p, der Dichte von Magnetspins, proportionale Daten. Bei der nächsten Erregung regeneriert sich die fragliche Ebene 28 aus der ersten, in einem Signal am Pol 31 resultierenden, Erregung, die wiedergegeben wird durch
• =p(1-e-τ/T&sub1;)
• wobei τ die Zeit zwischen den Erregungen und T&sub1; die Spingitter- Relaxationszeit ist. Die proportionalitätskonstante wurde der Einfachheit halber auf 1 gesetzt. Natürlich wird das tatsächlich empfangene Signal das Zeilenintegral aller Signale in Projektionsrichtung sein, wo sowohl p als auch T&sub1; Funktionen der räumlichen Dimensionen sind. Diese Integration wird der Klarheit halber an dieser stelle nicht gezeigt.
• Alle Versuche, τ relativ klein zu machen, so daß die Folge von Erregungen nicht einen übermäßig langen Zeitraum benötigt, ruft einen ernsthaften Signalverlust und damit einen SNR(Signal-Geräusch-Verhältnis)-Verlust hervor. Für viele Körpergewebe liegt T&sub1; bei ungefähr 0,5 Sekunden. Wenn wir τ = T&sub1; setzen, was eine vernünftige Signalrückgewinnung zuläßt, benötigen 200 Projektionen ca. zwei Minuten, also beträchtlich länger als vernünftige Zeiträume für Anhalten des Atems. Hauptziel der vorliegenden Erfindung ist Reduzierung dieser langen Datengewinnungszeit durch Beseitigung des Wartens während des Relaxationsprozesses.
• Ein System zur NMR-spektrographischen Materialanalyse (nicht abbildend) zur Reduzierung der Zeit zwischen Exponenten wird DEFT (driven equilibrium Fourier transform) genannt und auf den Seiten 29 - 30 in dem Buch Experimental Pulse NMR, A Nuts and Bolts Approach, von E. Fukushima und S.B.W. Roeder, 1981, veröffentlicht von der Addison-Wesley Publishing Company, Inc., Reading, Massachusetts, beschrieben, Bei dieser Erfindung wird das Grundprinzip auf eine neue Weise angewandt.
• Das grundlegende System für Querschnittsabbildung unter Verwendung eines Vielfach-Winkelprojektionssystems das in dem schon genannten Aufsatz von I.R. Young, et al. als Beispiel beschrieben wurde, wird in Figur 2 dargestellt. Wenn der Schalter 27 mit der Übertragunsposition 26 verbunden ist, liefert V&sub4; das Signalsegment 40, eine 90º-Explosion, um das Magnetmoment durch seine Stärke und Dauer um 90º zu kippen. Während dieser Explosion liefert V&sub2; einen z-Gradienten unter Verwendung des Signalsegments 44, so daß nur die gewünschte Ebene, z.B. die Ebene 28, erregt wird. Nach Übertragung des HF-Impulses wird Schalter 27 in die Empfangsposition umgelegt und liefert das empfangene Signal 31. Das klassische FID- Signal, das als Segment 54 gezeigt wird, wird nach der Erregung empfangen. Um eine bestimmte Projektion in eine Anordnung von Zeilen zu zerlegen, wird eine transverse Gradientenanordnung verwendet, die das x-Gradienten-Signal V&sub3; verwendet, das das Signalsegment 48 erzeugt, zusammen mit dem y-Gradienten- Signal V&sub5;, das das Signalsegment 51 erzeugt; beide zusammen liefern einen transversen Gradienten in einem bestimmten Winkel. Das so empfangene FID-Signalsegment 54 enthält den Zeilenintegralen der Projektion bei diesem Winkel entsprechende Frequenzen. Diese einzelnen Zeilenintegrale werden durch Fourier-Transformation des Segments 54 erhalten.
• Bis hierher wurde ein herkömmliches Querschnitts-NMR-Abbildungssystem beschrieben. An dieser Stelle muß gewöhnlich rund eine Sekunde vor der nächsten Erregung bei einem unterschiedlichen Projektionswinkel gewartet werden. Wir verwenden hingegen das System des gespeisten Gleichgewichts, um eine nahezu sofortige Wiedererregung zu ermöglichen, wie in Figur 2 gezeigt. Nach dem Abklingen des FID-Segments 54, einer 180º- Inversions-Erregung, wird Segment 41 von V&sub4; in der Gegenwart des z-Gradienten-Signals V&sub2;, gezeigt als Segment 45, angelegt. Dadurch wird die Inversionserregung auf dieselbe vorher erregte Ebene 28 angelegt. Dadurch werden die Magnetspins "refokussiert", so daß sie zu einem Zeitpunkt nach der Inversionserregung ein Spin-Echo-Signal erzeugen, das gleich der Zeitdifferenz zwischen den V&sub4;-Segmenten 40 und 41 ist. Das Spin- Echo wird als empfangenes Signalsegment 55 gezeigt. Die punktierten Gradienten-Signalsegmente 49 und 52, die während des Segments 55 auftreten, werden später erörtert. Die normale steigende und fallende Hüllkurve wird jedoch bei diesem Spin- Echo-Segment 55 nicht zugelassen. Am Höhepunkt des Spin-Echo- Signals, wenn die Ebenen alle aufgereiht sind, wird die Magnetisierung durch Anlegen eines 90º-Erregungs-Impulses, des Segments 42, auf ihre ursprüngliche z-Richtung zurückgedreht. Dieser wird wiederum in Gegenwart eines z-Gradienten, des Segments 46, angelegt, um zu gewährleisten, daß dieselbe Ebene 28 erregt wird.
• Nach Wiederherstellung der Gleichgewichtslage, ohne einen T&sub1; vergleichbaren Zeitraum zu warten, wird die Folge wieder mit dem Erregungssegment 43 begonnen, das mit dem von 41 identisch ist, in Gegenwart desselben z-Gradienten, Segment 47, um dieselbe Ebene wiederzuerregen. Es ist nun wünschenswert, Projektionsdaten bei einem neuen Winkel zu sammeln. So werden die transversen Gradientensignale V&sub3; und V&sub5; in die Segmente 50 und 53 geändert, die einen neuen Projektionswinkel darstellen. Fourier-Transformation des Signalsegments 56 liefert die Projektionssignale bei diesem neuen Winkel, ohne eine Wartezeit von annähernd einer Sekunde. Die abgelauf ene gespeiste Gleichgewichtsfolge wird so wiederholt, wobei die 180º- und 90º-Erregungen das System auf einen neuen Projektionswinkel vorbereiten, unter Verwendung anderer V&sub3;- und V&sub5;-Signale.
• Signalsegment 55, das die Hälfte eines Spin-Echo-Signals darstellt, kann verwendet werden, um das empfangene Signal zu verstärken und so das Signal/Rausch-Verhältnis bedeutend zu verbessern. Wenn, wie in den punktierten Zeilen-Segmenten 49 und 52 gezeigt, dieselben transversen Gradienten-Signale während des Spin-Echo-Signalsegments 55 angelegt werden, wie während des FID 54, dann ist das Signalsegment 55 identisch in der Frequenzzusammensetzung mit 54. Es kann daher Fouriertransformiert werden und die identischen Projektionssignale liefern. Diese würden in Prozessor 29 miteinander addiert, um das Signal und damit das Signal/Rausch-Verhältnis zu verstärken.
• Alternativ dazu kann das Signalsegment 55 verwendet werden, um die Datengewinnungsgeschwindigkeit durch Darstellung einer neuen transversen Gradientenanordnung zu erhöhen, die in diesem Beispiel einem neuen Projektionswinkel entspricht. In diesem Falle wären die Gradienten-Signalsegmente 49 und 52 notwendigerweise verschieden von denen von 48 und 51, um einen neuen Projektionswinkel darzustellen. Dieser Prozeß würde die Datengewinnungszeit um den bedeutenden Faktor zwei verkürzen.
• Wie oben beschrieben, wird im gespeisten Gleichgewichtssystem das Magnetmoment auf dem Höhepunkt des Spin-Echo-Signals auf die z-Achse zurückgeführt, wenn alle Spins wieder auf die gleiche Phase ausgerichtet sind. Dieser Prozeß kann durch die Verwendung transverser Gradienten während des Spin-Echo-Signalsegments 55 etwas verschlechtert werden, da er unterschiedliche Teile der Ebene unterschiedliche Frequenzen erzeugen läßt. Deshalb kann es für eine vollständigere Rückkehr zum Gleichgewicht wünschenswert sein, keine Gradientensignale während des Signalsegments 55 zu verwenden, so ausgeschaltete Segmente 49 und 52.
• Die verschiedenen in Figur 2 gezeigten Signale werden in einer allgemeinen Form gezeigt und sollen nicht in Größe oder Form maßstäblich sein. Beispielsweise beträgt die Ableitung der FID- und Spin-Echo-Segmente 54 und 55 im allgemeinen einige Millisekunden, wohingegen die der Explosionssignale 40-43 beträchtlich geringer sein kann. Darüberhinaus haben die z- Gradienten-Signale V&sub2; gewöhnlich ins Negative laufende addierte Flanken, um bessere Phasenkohärenz durch die gesamte Dicke des planaren Abschnittes zu gewährleisten, wie im oben erwähnten Aufsatz von I.R. Young et al. gezeigt. Wenn der planare Abschnitt 28 durch Gewinnung von Daten aus einem kompletten Satz von Winkeln vervollständigt ist, werden die Frequenzen der HF- Erregungssignale 40-43 so geändert, daß sie einen neuen ebenen Bereich adressieren, wenn dies gewünscht wird.
• Das in Figur 2 gezeigte Verfahren des gespeisten Gleichgewichts stellt eine Ausführungsform dar, bei der das Magnetmoment in seinen ursprünglichen Zustand zurückgezwungen wird. Es gibt auch andere Verfahren, darunter die Umkehrung der Gradienten-Signale 48 und 51, die ebenfalls ein Spin-Echo-Signal erzeugen. Wieder wird auf dem Höhepunkt dieses Spin-Echo- Signals die 90º-Explosion angelegt, um die ursprüngliche Magnetisierung wiederherzustellen.
• Die Projektions-Abbildungs-Folge der Figur 2 stellt ein Verfahren der Querschnitts-Abbildung dar, nämlich das der Mehrfach-Winkel-Projektion. Wie oben angegeben kann eine Reihe von anderen Verfahren verwendet werden, denen die Verwendung einer Gruppe von unterschiedlichen transversen Gradientenanordnungen zur vollständigen Definition der Querschnittsebene gemeinsam ist. Als weiteres Beispiel veranschaulicht Figur 3 die Signalverläufe für das Spin-Echo-System, auf das oben Bezug genommen wurde. Wie in Figur 2 wird der gewünschte planare Abschnitt unter Verwendung des Signalsegments 40 in Gegenwart des z- Gradienten-Signalsegments 44 erregt. In diesem Fall wird jedoch die transverse Gradientenanordnung zum Empfang der Signale auf das Spin-Echo-System geändert, wie im oben genannten Referat von P. A. Bottomley aufgezeigt. Alle Projektionen werden in der y-Richtung genommen, wobei der x-Gradient nur während der Empfangszeit des Signals verwendet wird. Vor jedem empfangenen Signal erzeugt jedoch ein unterschiedliches y- Gradienten-Signal V&sub5; unterschiedliche zyklische Variationen der Phase in der y-Richtung und ermöglicht so Rekonstruktion der ebenen Abbildung. Signalsegment 61 stellt das die zyklischen Phasenvariationen verursachende Signal dar. Signalsegment 60 des x-Gradienten-Signals V&sub3; wird zunächst negativ und dann positiv während des Signalempfangs. Das negative Segment verzögert das empfangene Signal und erzeugt ein Spin-Echo- Signal 62, das die Projektion in der y-Richtung darstellt, mit zyklischen Phasenvariationen in der y-Richtung. Jede Projektionszeile erzeugt bei jeder x-Lage eine unterschiedliche elektrische Frequenz.
• Wie im vorigen wäre nach dem Signal 62 normalerweise eine Wartezeit in der Größenordnung von einer Sekunde vor Wiedererregung notwendig, doch wird die gleiche gespeiste Gleichgewichtsfolge angelegt, unter Verwendung der 180º-Explosion, wobei Segment 41 in Gegenwart des z-Gradienten-Signalsegments 45 das Spin-Echo-Segment 55 erzeugt. Wieder wird auf seinem Höhepunkt Explosion 42 in der Gegenwart des gleichen z-Gradienten 46 verwendet, um die Magnetisierung längs der z-Achse zurückzutreiben, und so unmittelbaren Beginn der nächsten Folge zu ermöglichen. Dies wird dargestellt als HF-Impuls 43 in der Gegenwart des gleichen z-Gradienten-Segments 47, gefolgt von dem x-Gradienten-Signalsegment 63. Das y-Gradienten- Signalsegment 64 wird von dem von 61 geändert, um eine unterschiedliche zyklische Phasenverteilung in der y-Richtung zu erzeugen, die im Spin-Echo-Signal 65 resultiert. Wenn man n solcher unterschiedlicher Verteilungen verwendet, jede mit einem unterschiedlichen y-Gradienten-Signal V&sub5;, kann der ebene Abschnitt rekonstruiert werden.
• Wie in Figur 2 kann das Signalsegment 55 in Figur 3 dazu verwendet werden, entweder das empfangene Signal 62 für verbesserte SNR oder verkürzte Datengewinnungszeit zu verstärken. In jedem Fall wird das Segment 60 oder 63 des x-Gradienten-Signals V&sub3; wiederholt, so daß der positive Teil mit Signalsegment 55 zusammenfällt. In ähnlicher Weise wird das y-Gradienten- Signal V&sub3; im gleichen Zeitfolgen-Verhältnis wiederholt. Für verstärkte SNR wird das y-Segment jedoch zu 61 identisch gemacht, während es für verkürzte Datengewinnungszeit geändert wird, wie bei Segment 64, um eine unterschiedliche zyklische Variation darzustellen.
• In den Verfahren der Figuren 2 und 3 werden die HF-Explosionen 41 und 42 in der Gegenwart der z-Gradienten-Signalsegmente 45 bzw. 46 angelegt dargestellt, um die Erregungen auf die gewünschte Ebene zu konzentrieren, wobei die Systeme jedoch auch ohne diese z-Gradienten-Signale arbeiten können. Man kann die Signalsegmente 41 und 42 das gesamte Volumen erregen lassen, wobei die Signale 40 und 43 die planare Auswahl liefern, wenn man darauf achtet, jegliche Signale von anderen Ebenen in dem Volumen zu vermeiden.
• Abbildung des gesamten Volumens 10 kann durch Anwendung der in den Figuren 2 oder 3 gezeigten Verfahren auf eine Reihe von zum planaren Abschnitt 28 parallelen Ebenen erreicht werden. Ein zur Abbildung des gesamten Volumens 10 alternatives Verfahren wird im oben erwähnten Aufsatz von P.V. Lauterbur und C.M. Low beschrieben. Wie im vorigen beschrieben, werden hierbei Gruppen von parallelen planaren Integralen bei unterschiedlichen Winkeln gewonnen und dann das gesamte Volumen rekonstruiert. Dieses System kann ebenfalls Gegenstand schneller Datengewinnung durch die Verwendung des gespeisten Gleichgewichts sein. Dies kann in einfacher Weise mit Hilfe der Figur 2 untersucht werden, wo die z-Gradienten-Signale V&sub2; wie gezeigt entfernt sind. So erregt HF-Explosion 40, ohne Gradienten angelegt, das gesamte Volumen 10. Das resultierende FID, Signalsegment 54, wird in Gegenwart verschiedener x-, y- und z-Gradienten empfangen, die den Winkel der parallelen Anordnung von Ebenen bestimmen. So sollte ein z-Gradienten- Signal zeitlich synchron mit den Signalsegmenten 44 und 51 zugefügt werden, um einen verallgemeinerten Gradienten darzustellen. Inversions-Signalsegment 41 wird wieder ohne irgendeinen Gradienten angelegt und invertiert so die Spins im gesamten Volumen. Daraus ergibt sich Spin-Echo-Signalsegment 55. Wieder wird auf dem Höhepunkt dieses Signals die HF-Explosion 42 angelegt, wiederum ohne Gradienten, um die Magnetisierung des gesamten Volumens zurück in den Gleichgewichtszustand zu treiben. Dies ermöglicht nahezu unmittelbare Erregung der nächsten Gruppe paralleler Ebenen bei Verwendung der Explosion 43 in Abwesenheit irgendwelcher Gradienten. Signal 56 wird daraufhin in Gegenwart einer neuen Gruppe von Gradientensignalen empfangen, die durch das x-Gradienten-Signal 50, das y-Gradientensegment 53 und ein nichtgezeigtes z-Gradientensegment dargestellt werden.
• Wie in früheren Ausführungsformen kann das Spin-Echo-Signal 55 in der Gegenwart keines Gradienten, in der Gegenwart des früheren, auf Verstärkung der SNR gesetzten, Gradienten und in der Gegenwart eines neuen, auf Verkürzung der Datengewinnungszeit gesetzten Gradienten, empfangen werden.
• Alle bislang erörterten früheren empfangenen Signale 31 und verarbeiteten Signale 33 stellten die Protonendichte dar. Bei klinischen Untersuchungen wurde herausgefunden, daß für manche Gewebe-Untersuchungen die Relaxationszeiten T&sub1; und T&sub2; von gleicher oder größerer Bedeutung sein können wie die Dichte. Es ist deshalb unumgänglich, daß dieses schnelle Datengewinnungssystem dazu fähig ist, Abbildungen zu erzeugen, die für diese Relaxationszeiten empfänglich sind. Ein zur Zeit verwendetes allgemeines Verfahren zur Erzeugung von für T&sub1; empfänglichen Abbildungen wird Inversions-Wiedergewinnung genannt und in dem oben erwähnten Boch Nuclear Magnetic Resonance Imaging In Medicine beschrieben. Bei diesem Verfahren invertiert ein 180º-Inversions-Signal die Spins, die sich danach langsam auf die positive z-Achse mit einer Zeitkonstante T&sub1;, der Spin-Gitter-Relaxationszeit, erholen. Nach einem zeitlichen Intervall τ wird ein 900-Impuls angelegt, der im wesentlichen die Magnetisierung abtastet, was ein FID-Signal zur Folge hat, dessen Größe mit
• = p(1-2e-τ/T&sub1;)
• wiedergegeben wird, wobei wie im vorigen eine Proportionalitätskonstante vernachlässigt wurde. Damit das resultierende Signal für T&sub1; maximal empfänglich ist, wird die Abtastzeit τ im allgemeinen T&sub1; vergleichbar gemacht. Bei normaler Verwendung des Systems wird eine Reihe dieser Erregungen durchgeführt, jede mit unterschiedlichen Gradientenkonfigurationen. Dadurch hat das System gewöhnlich nicht genügend Zeit, sich zwischen den Erregungen völlig zu erholen, so daß die anfängliche Magnetisierung um den Faktor (1-e-tτ/T&sub1;) verringert wird, wobei tτ, die Wiederholungszeit, die Zeit zwischen der Abtastexplosion und der nächsten Inversionserregung ist. Es ist offensichtlich, daß das Signal wie vorher angegeben sein wird, wenn dies im Vergleich zu T&sub1; sehr lang ist, was vollständige Erholung ermöglicht. Im allgemeinen wird es jedoch wiedergegeben durch
• =p[1-2e-τ/T&sub1;+e(-tτ+τ)/T&sub1;]
• Dasselbe Inversions-Wiedergewinnungs-Verfahren kann bei gespeistem Gleichgewicht verwendet werden, um ein für T&sub1; empfängliches Signal in einem kleinen Teil der normalerweise verwendeten Datengewinnungszeit zu erhalten. Ein einfaches Beispiel weist die in den beiden Figuren 2 und 3 dargestellten Systeme auf. Allen gezeigten Folgen geht zu einem Zeitpunkt von ungefähr T&sub1; vor dem Beginn der gezeigten Folgen ein Inversionssignal voraus. Dieses Inversionssignal kann z.B. ein 180º-Signal ohne Gradient oder ein 180º-Signal mit Gradient sein, und so die gewünschte Ebene erregen, oder ein adiabatisches schnelles Durchtritts-Signal, wie in vielen der erwähnten Schriften beschrieben, einschließlich des Buchs Nuclear Magnetic Imaging in Medicine. Normalerweise wird nach einer relativ langen Erholungszeit eine einzelne Projektionsmessung gewonnen, was eine sehr lange Datengewinnungszeit zur Folge hat. Hier wird nach der Erholungszeit eine lange Folge von Projektionsmessungen mit unterschiedlichen Gradientenanordnungen unter Verwendung der gespeisten Gleichgewichtsfolge zwischen den Messungen genommen.
• Eine mögliche Schwierigkeit bei dem beschriebenen Verfahren besteht darin, daß jede Projektionsmessung einen von τ geringfügig verschiedenen Wert haben wird. In einem System für Rekonstruktion aus Projektionen schließt im Idealfall jede Projektion das Gebiet bei einem gegebenen Zustand ein, da andernfalls die Messungen widersprüchlich sind und Rekonstruktionsartefakte zur Folge haben. In diesem Fall liegen jedoch alle Messungen in der Größenordnung von Millisekunden auseinander, wo T&sub1; ungefähr 0,5 Sekunden beträgt, so daß die Fehler relativ gering sein sollten. Dennoch wird eine Anzahl von Methoden angegeben, diese Fehler möglichst gering zu halten, um eine relativ verzerrungsfreie Rekonstruktion des von T&sub1; abhängigen Signals zu gewährleisten.
• Bei einem Verfahren wird von der Tatsache Gebrauch gemacht, daß in einem Vielfach-Winkel-Projektionssystem wie dem der Figur 2, jede Projektion über dasselbe Gebiet gemacht wird. So ist das Integral jeder Projektion bei jedem Winkel dasselbe und stellt das Gebiet der Funktion dar, d.h., die generalisierte Projektion der Funktion bei einem Winkel θ kann geschrieben werden als
• wobei dl das Zeilenintegralelement in der θ-Richtung ist. Wenn wir gθ längs einer Projektion senkrecht zu θ integrieren, erhalten wir einen konstanten Wert, der das Gebiet M wiedergibt als
• wobei das äußere Integral, wie angegeben, orthogonal zu θ mit einer Variablen s genommen wird. Eine elementare Darstellung dieses Konzepts kann demonstriert werden, indem man zwei orthogonale Projektionen in x- und y-Richtung nimmt, wobei
• Nimmt man Integrale von jeder in der orthogonalen Richtung, ist es klar, daß
• Wir machen von diesem Konzept Gebrauch, um zu unterschiedlichen Zeiten genommene Projektionen teilweise zu korrigieren. Zunächst nehmen wir eine Projektion zum gewünschten Zeitpunkt τ, wobei wir die Methode der Figur 2 verwenden, und setzen einen Wert für M&sub0; fest, wiedergegeben durch
• Jede andere Projektion, zu einem unterschiedlichen Zeitpunkt τ±t vor oder nach τ genommen, wird im allgemeinen nicht dasselbe Gebiet wie M&sub0; haben, da sich die Bestandteile geändert haben. Wenn wir jede Projektion dazu zwingen, wenigsten im Durchschnitt das gleiche Gebiet zu haben, haben wir die Projektion korrigiert. So wird jede Messung durch das Verhältnis M&sub0;/Mi multipliziert, wobei M&sub0; das Gebiet zu der spezifischen Probenahmezeit τ ist, und Mi das Gebiet zu irgendeiner anderen Probenahmezeit τ±t.
• Dieses Verfahren wird in Figur 4 veranschaulicht. Wenn die Projektion zu einer gewünschten spezifischen Probenahmezeit τ genommen wird, befindet sich Schalter 73 in Position 75. So wird das ankommende FID-Signal in 70 Fourier-transformiert, um seine Projektionsinformation 71 zu liefern. Diese Projektionssignale werden in 72 integriert, um M&sub0; zu erhalten, und im Digitalspeicher 76 gespeichert. Für jede andere, zu verschiedenen Zeiten auftretende Projektion ist Schalter 73 in Position 74. Hier wird wiederum jedes hereinkommende Signal Fourier-transformiert, um die Projektionsdaten zu erhalten, die in 72 integriert sind, um das Gebiet Mi zu liefern. Verhältnissystem 77 bildet das Verhältnis M&sub0;/Mi unter Verwendung der gespeicherten und aktuellen Werte. Dieses Verhältnis steuert den Multiplikator 78, der die aktuellen Projektionsdaten mit M&sub0;/Mi multipliziert, um die gewünschte Korrektur durchzuführen. Diese Projektionsdaten werden dann an den Rekonstruktor 79, z.B. ein klassisches System der gefilterten Rückprojektion, weitergegeben, wo das Querschnittsbild rekonstruiert wird. Natürlich wird der Multiplikator 78 für die bei τ genommene Referenzprojektion, wobei Schalter 73 in Position 75 ist, auf 1 gesetzt.
• Um die Datengewinnungszeit möglichst gering zu halten, werden die Daten sowohl vor, als auch nach der gewünschten spezifischen Zeit τ genommen. In diesem Fall können Signal 31 oder Projektionssignal 71 die Ausgabe der gespeicherten Datensequenz darstellen. Die τ entsprechende Projektion kann dann aus der Folge genommen werden, um Bezug M&sub0; zu bilden, der dann für Zeiten vor und nach τ verwendet wird.
• Wie früher gezeigt, kann das System der Figur 2 verwendet werden entweder mit planarer Querschnittsabbildung unter Verwendung von verschiedenen Projektionswinkeln entsprechenden Folgen transverser Gradienten, oder mit dreidimensionaler Volumenabbildung unter Verwendung von Gradienten in allen Dimensionen, die parallele Anordnungen von Zeilenintegralen liefern.
• Ähnlich kann das System der Figur 4 bei gewünschten dreidimensionalen Volumenabbildungen, die für Relaxationszeiten empfänglich sind, einen Korrekturgrad liefern. Hier stellt das Signal 71 die Anordnung von planaren Integralsignalen dar, wobei die integrierte Ausgabe aus 72 das Volumen darstellt. Wieder wird das System bei der Probenahmezeit τ kalibriert, um M&sub0; für das Korrekturverhältnis M&sub0;/Mi für jede Anordnung von Zeilenintegralen zu liefern.
• Die beschriebenen Systeme lieferten ein Signal mit T&sub1;-Abhängigkeit, das, wie ausführlich gezeigt, wünschenswert ist. Dieses Signal ist jedoch für sowohl p, als auch für T&sub1;, wie angeführt, empfänglich. Oft sollen die T&sub1;-Werte so isoliert werden, daß sie direkt zur Bewertung von Krankheitsprozessen hergenommen werden können. Um dies zu erreichen, muß eine komplette Rekonstruktion bei einem unterschiedlichen τ-Wert durchgeführt werden, die zwei Gleichungen mit zwei Unbekannten liefert und so T&sub1; und p isoliert. Ein einfaches Beispiel dafür ist die Verwendung der in Figur 2 gezeigten Folge, wobei τ 0 ist, ohne irgendein Wartezeitintervall. In diesem Fall wird nur die Dichte p(x,y) rekonstruiert. Wenn wir die rekonstruierte relaxationsabhängige Abbildung
• durch p(x,y) teilen, erhalten wir nur die Funktion von T&sub1;(x,y). Diese Funktion wird verarbeitet, um eine T&sub1;(x,y)-Abbildung zu liefern. So werden zwei komplette Projektionssätze verwendet, um, wie gegenwärtig praktiziert, isolierte Abbildungen von p und T&sub1; zu liefern.
• Diese zwei Sätze von Projektionsmessungen zur Isolierung von p und T&sub1; bieten eine interessante Alternative für die Korrektur von Projektionssignalen, die zu einer anderen Zeit als der gewünschten Zeit τ genommen wurden. Zum Beispiel bleibt nach Division durch p und Subtraktion mit der Konstanten 1 nur der exponentielle Teil exp[-(τ+t)/T&sub1;]. Wenn sich die Magnetisierung nicht vollständig erholt hat, wie im vorigen beschrieben, bilden wir die komplizierteren exponentiellen Terme
• 2exp[-(τ+t)/T&sub1;]+exp[-(tτ+τ+t)/T&sub1;]. In jedem Fall isolieren wir den exponentielle Teil jeder Projektionsmessung. Es ist zu beachten, daß dieser exponentielle Teil exp(-τ/T&sub1;) darstellt, der das zur gewünschten spezifischen Zeit τ genommene Projektionssignal multipliziert. Wenn wir also die Projektionsmessung mit
• exp(-t/T&sub1;) multiplizieren könnten, erhielten wir eine exakte Korrektur. Offensichtlich kann T&sub1; nicht bekannt sein, da es sich bei jedem Punkt in dem Gebiet ändert. Wir können jedoch eine näherungsweise Korrektur durch Multiplikation mit exp(t/ &sub1;), wobei &sub1; der Durchschnitts- oder erwartete Wert von T&sub1; ist. Das ist aus früheren Studien desselben Gebiets der Anatomie bekannt und nun gut klassifiziert.
• Bezugnehmend auf Figur 5 wird das Signal 31 zunächst im wesentlichen ohne Relaxationsintervall verwendet, um so die Dichte p darzustellen. Die transformierten Projektionen von p werden im Speicher 84 gespeichert, wobei sich Schalter 80 in Position 82 befindet. Beim nächsten Vorgang wird ein Relaxationsintervall (τ+t) verwendet, wobei Schalter 80 in Position 81 ist. Jedes Projektionssignal, mit der Form p(1-2e-τ+t/T&sub1;) wird durch den gespeicherten Wert von p dividiert, der dieser Projektion im Teiler 33 entspricht. Die Konstante 1 wird dann im Subtraktor 85 subtrahiert, so daß sie nur den exponentiellen Teil liefert. Dieser wird dann im Multiplikator 86 mit et/ &sub1; multipliziert, wobei t für jede Projektion verschieden ist und bei der dem gewünschten Wert τ entsprechenden Projektion Null beträgt. Die Rekonstruktionseinrichtung 79 rekonstruiert wie vorher mittels eines geeigneten Verfahrens die zweidimensionale Abbildung von exp[-t/T&sub1;(x,y)] oder diesen Wert plus dem zusätzlichen Term für unvollständige Erholung. Dieser kann mittels Logarithmen im Inverter 87 einfach invertiert werden und liefert ein Ausgangssignal T&sub1;(x,y), eine korrigierte Abbildung der Spingitter-Relaxationszeit.
• Eine wünschenswerte Charakteristik des Verfahrens der Figur 5 besteht darin, daß es für verschiedene Arten von Datengewinnungssystemen anwendbar ist. Beispielsweise kann bei der Spin- Krümmungs-Abbildung der Figur 3 das Verfahren des konstanten Projektionsgebiets der Figur 4 nicht verwendet werden. Wir haben es eher mit demselben Projektionswinkel mit unterschiedlichen räumlichen Frequenzen zu tun, als mit Projektionen bei unterschiedlichen Winkeln. Diese haben nicht das gleiche Gebiet. Solange jedoch zwei Sätze von Messungen durchgeführt werden, kann das allgemeine Verfahren der Figur 5 verwendet werden, um T&sub1;(x,y) zu isolieren. Ähnlich kann das Verfahren der Figur 5 bei volumetrischer dreidimensionaler Abbildung der T&sub1;- Werte verwendet werden.
• Es wird wieder auf Figur 5 Bezug genommen: Sobald der exponentielle Teil des Gesamtsignals isoliert wurde, wie durch Signal 88 dargestellt, kann er durch dasselbe allgemeine Verfahren wie in Figur 4, nämlich das Verhältnis der Projektionsintegrale korrigiert werden. Dies ergäbe eine genauere Korrektur als die der Figur 4, wo das gesamte Signal p(1-2e-τ+t/T&sub1;) korrigiert wird. Nur der exponentielle Teil leidet unter dem durch die falsche Probenahmezeit verursachten Fehler. Wenn man also nur ihn mittels des Verhältnisses der Projektionsintegrale korrigiert, erhält man eine genauere Schätzung. Signal 88, das den exponentiellen Teil darstellt, wird an den Integrator 72 in Figur 4 angelegt. Wie zuvor ist die Ausgabe des Verhältnissystems 77 M&sub0;/Mi. Dies wird nun als Signal 89 verwendet und ersetzt et/T&sub1; zur Steuerung des Multiplikators 86 und Lieferung der gewünschten Korrektur.
• Die Verfahren der Figuren 5 und 6 liefern näherungsweise Gesamtkorrekturen, die auf Durchschnittsverhalten basieren. Dennoch bleiben gewisse Fehler. Figur 6 veranschaulicht ein genaueres System, das keine getrennten Messungen für p und
• p(1-2e-τ+t/T&sub1;) benötigt, wie das vorige Verfahren. Es macht Gebrauch von dem leistungsstarken Konzept, daß et/T&sub1; ungefähr 1+t/T&sub1; für alle im Vergleich zu T&sub1; kleinen Werte t ist. Daher werden für jede transverse Gradientenanordnung, ob mit demselben Projektionswinkel wie in dem System der Figur 2, oder derselben räumlichen Frequenz wie in dem System der Figur 3, zwei Messungen genommen. Diese zwei Messungen mit identischer Gradientenkonfiguration werden in gleicher Weise vor und nach der gewünschten spezifischen Zeit τ genommen und damit zu den Zeitpunkten τ+t und τ-t, wobei für t unterschiedliche Werte genommen werden. Die resultierenden Projektionssignale werden addiert, wie durch die allgemeine Form
• wiedergegeben. Bei der angegebenen Näherung, bei der et/T&sub1; 1+t/T&sub1; ist, ist diese Korrektur perfekt, und der Satz der Messungen bei τ+t und τ-t entspricht exakt dem, der zur gewünschten spezifischen Zeit τ genommen wurde. Dies wird in Figur 6 gezeigt, wo die Signale in 70 Fourier-transformiert werden, um sowohl vor, als auch nach der Probenahinezeit τ Projektionssignale zu erhalten. Erstere werden im Speicher 94 gespeichert, wobei Schalter 90 in Position 92 ist, während letztere im Speicher 93 gespeichert werden, wobei Schalter 90 in Position 91 ist. Entsprechende Messungen, die dieselbe Gradientenkonfiguration bei τ+t und τ-t für jedes t darstellen, werden im Addierer 95 addiert, und liefern so das korrigierte Projektionssignal. Ohne Teiler 96 zu beachten, kann das Summensignal direkt an Rekonstruktor 79 angelegt werden und so die gewünschte korrigierte relaxations-empfängliche Abbildung erzeugt werden.
• Im Interesse schneller Datengewinnung sollen so viele Projektionen wie möglich in jeder Relaxationsperiode gesammelt werden, wobei die letzte die Sammlung aller Messungen in Folge in einem einzigen Relaxationszeitraum ist. Um dies zu erreichen, wird t größer und größer gemacht, so daß die Näherung etwas schlechter wird. Hier kann wiederum bei größer werdendem t mittels der beschriebenen Korrektursysteme der Figuren 4 und 5 dieser Restfehler teilweise korrigiert werden. Beispielsweise kann das Summensignal 98 an den Integrator der Figur 4 angelegt werden, um M&sub0; und Mi für die Summe der Projektionssignale abzuleiten. Nach Ableitung des Verhältnisses M&sub0;/Mi kann es als Signal 97 an Teiler 96 angelegt werden, um den Durchschnitt jeder Projektion teilweise zu korrigieren.
• Ähnlich wie in Figur 5 können zwei Sätze von Messungen genommen werden. Ein erster mißt einfach Projektionen von p unter Verwendung einer schnellen Folge von Messungen ohne Relaxation. Diese werden, wie oben angegeben, in Speicher 84 gespeichert. Die zweite Folge, mit Relaxation, verwendet nun bei τ+t und τ-t genommene identische Paare. Diese werden durch p im Teiler 83 dividiert, wobei die Konstante im Subtraktor 85 subtrahiert wird, um ein exponentielles Signal 88 zu liefern. Dieses ausschließlich exponentielle Signal wird dann an Schalter 90 angelegt, wobei die Werte bei τ+t in 93 und die bei τ-t in 94 gespeichert werden. Wenn sie in 95 addiert werden, liefern sie ein Signal in der Form e-τ/T&sub1;(e-t/T&sub1;+et/T&sub1;). Wenn wir die exponentiellen Terme weiter ausdehnen, so daß sie größere Werte von t einschließen, erhalten wir
• Wird alles außer dem Quadrat-Term gekürzt, bleibt Signal 98 in der Form
• Deshalb wählen wir für Signal 97 (1+t²/2 ), wobei &sub1; wieder der Durchschnitts- oder vorweggenommene Wert von T&sub1; ist. Diese Division korrigiert wieder allgemein den exponentiellen Teil des Signals und ermöglicht die Rekonstruktion von exp[-τ/T&sub1;(x,y)] , das mittels des Inverters 87 in Figur 5 invertiert werden kann und T&sub1;(x,y) liefert. Dieses Verfahren funktioniert ebensogut in dem System für unvollständige Erholung, da, wie zuvor, der Term exp[-(tτ+τ+t)/T&sub1;] den identischen Korrekturfaktor benötigt.
• Wie zuvor sind diese Verfahren, die die Addition von bei τ+t und τ-t genommenen Komponenten einschließen, gleich gut anwendbar auf volumetrische Abbildungssysteme und Querschnitt- Abbildungssysteme. Es sollte betont werden, daß das Summensignal 98 sowohl eine Korrektur für die Probenahmezeit liefert, als auch darüberhinaus die SNR beträchtlich steigert, da die Meßpaare bei denselben Gradientenbedingungen genommen wurden.
• Die Beschreibung konzentrierte sich bisher hauptsächlich auf die T&sub1;- oder Spingitter-Relaxationszeit. Sie ist jedoch ebensogut auf die Messung von T&sub2;, der Spin-Spin-Relaxationszeit, anwendbar. Im allgemeinen werden T&sub2;-Messungen, wie schon in dem erwähnten Text Nuclear Medicine Imaging in Medicine gezeigt, ausgeführt, indem man eine 90º-Erregung verwendet, gefolgt von einer Verzögerungszeit τ, bei der eine 180º-Inversionserregung angelegt wird. Diese Inversionserregung ersetzt die verschiedenen Spins, die demoduliert wurden, so daß sie ein Spin-Echo- Signal zu einem Zeitpunkt τ ab dem Zeitpunkt der Inversionserregung bilden. Dieses Spin-Echo-Signal kann durch Signalsegment 55 in den Figuren 2 und 3 dargestellt werden, wobei die diesem Zeitintervall vorhergehenden Signale ignoriert werden. Wie in den beiden Figuren 2 und 3 gezeigt, wird das System, wenn das Spin-Echo-Signal 55 seinen Höhepunkt erreicht, mittels Explosion 42 ins Gleichgewicht getrieben. Danach wird, wie vorher beschrieben, in rascher Folge eine Reihe von Projektionsmessungen durchgeführt. Die nach dem anfänglichen 90º- Impuls verbleibende Magnetisierung wird durch die Relaxation bestimmt aufgrund der Wechselwirkung zwischen den sich drehenden Kernen oder T&sub2;, der Spin-Spin-Relaxationszeit. So wird die Amplitude des Signals 55 und des folgenden Signals durch
• =pe-2t/T&sub2;
• angenähert, wobei, wie im vorigen, konstante Proportionalitätsfaktoren unbeachtet bleiben.
• Wie bei T&sub1; möchten wir eine Anordnung von Projektionsmessungen durchführen, um entweder eine Abbildung mit T&sub2;-Empfänglichkeit, wie z.B. p(x,y)exp[-2τ/T&sub2;(x,y)] zu erhalten, oder eine Abbildung von T&sub2;(x,y) selbst zu erstellen. Für letztere wird, wie oben für T&sub1; beschrieben, ein zusätzlicher Satz von Projektionsmessungen benötigt, z.B. ein Satz in Abwesenheit von Relaxation, um zuerst p zu messen. Wir sehen uns wieder dem Problem gegenüber, daß jede Projektionsmessung zu einem geringfügig unterschiedlichen Zeitpunkt τ±t genommen wird. Die Kompensation für diese Fehler geht genau voraus, wie oben unter Verwendung der Figuren 4, 5 und 6 ausgeführt.
• Verwendet man das System der Figur 4, kann das Integral der Projektion Mi zu jeder Zeit mit dem zum gewünschten Zeitpunkt τ, M&sub0;, verglichen werden, und das Verhältnis M&sub0;/Mi gebildet werden, das jede Projektion vor der Rekonstruktion multipliziert. Das Verfahren der Figur 5 wird etwas einfacher, wenn man es mit T&sub2;-Messungen zu tun hat, da das Anfangssignal selbst exponentiell ist, ohne zu konstanten Termen addiert zu werden. So kann die Ausgabe der Fourier-Transformation 70, die Projektionssignale, direkt an Multiplikator 86 angelegt werden, gefolgt von einem Rekonstruktionsvorgang. Der Multiplikationsfaktor 89 im Multiplikator 86 ist in diesem Fall exp(2t/T&sub2;) wobei &sub2;, wie zuvor, der Durchschnitts- oder vorweggenommene Wert von T&sub2; ist. Dieser liefert nach Rekonstruktion in 79 die Abbildung p(x,y)exp[-2τ/T&sub2;(x,y)] in Abhängigkeit sowohl von der Dichte, als auch von T&sub2;.
• Wenn T&sub2; isoliert abgebildet werden soll, stellen wir zuerst Schalter 80 auf Position 82, und dann folgen die Sequenzen der Figuren 2 und 3 ohne Relaxation. Dies liefert die Projektionen von p, die in 84 gespeichert werden. Wir verwenden dann dieselben Sequenzen mit dem oben beschriebenen T&sub2;-Relaxationsverfahren, wobei sich der Schalter in Position 81 befindet. Division durch p im Teiler 83 beseitigt die p-Abhängigkeit. Subtraktor 85 wird beseitigt, da keine konstanten Terme gegenwärtig sind. Wir gehen dann, wie eben beschrieben, durch 86 und 79, um eine Abbildung exp[-2τ/T&sub2;(x,y)] zu entwickeln, wobei p beseitigt wird. Der Inverter 87, eine Logarithinusoperation, liefert wie oben T&sub2;(x,y).
• Das genauere Korrektursystem wird wieder in Figur 6 gezeigt, wo Sätze von Messungen zu Zeitpunkten τ+t und τ-t nach der Inversionsexplosion genommen werden. Die resultierenden Projektionssignale, diesmal T&sub2;-empfänglich, werden wie zuvor in den Speichern 93 und 94 gespeichert und dann in 95 addiert, um das korrigierte Projektionssignal 98 zu bilden. Dies kann direkt an Rekonstruktor 79 angelegt werden und die gewünschte Abbildung 79 liefern. Alternativ dazu kann in Analogie mit dem oben beschriebenen T&sub1;-Verarbeitungssystem diese Summe 98 weiterer Korrektur mittels Teiler 97 unterworfen sein. Hier kann das Dividiersignal Mi/M&sub0; sein, abgeleitet wie vorher beschrieben, wo das Summensignal 98 mit Integrator 72 verwendet wird, um M&sub0; und Mi zu bilden, die bei τ und τ+1 integrierten Projektionssignale. Das Divisionssignal 98 kann ebenso (1+t²/2 ) sein, wobei dieselbe Ableitung wie zuvor verwendet wird, wo die Korrektur auf dem Durchschnittswert von T&sub2; basiert. Wie zuvor können diese T&sub2;-abhängigen Abbildungen Querschnittsabbildungen sein, die in den Figuren 2 und 3 gezeigten Datengewinnungsprozesse verwenden, oder volumetrischen Abbildungen, bei denen der die Ebene auswählende Gradient in Figur 2 beseitigt wird und dreidimensionale Gradientenkonfigurationen verwendet werden.
• Im den obigen Beschreibungen wurde jede Projektion mit einer spezifischen transversen Gradientenanordnung einmal gewonnen, mit Ausnahme der Figur 6, wo jede Projektion für Kompensation der Probenahmezeit zweimal gewonnen wird, bei τ+t und τ-t. Es können jedoch wiederholte Messungen derselben Projektion mit derselben transversen Gradientenanordnung durchgeführt werden, um die SNR zu verbessern. Dies ist ein wichtiger Parameter bei der NMR-Abbildung und bestimmt oft die Fähigkeit, Krankheitsprozesse zu visualisieren. Bei bestehenden NMR-Systemen ist es unpraktisch, Projektionen zu wiederholen, da man eine relativ lange Zeit zwischen den Erregungen warten muß, damit sich die Magnetisierung angemessen erholt. Wenn man die Techniken des gespeisten Gleichgewichts verwendet, können diese Erregungen jedoch in relativ schneller Folge durchgeführt werden. Beispielsweise können bei Figur 2, anstatt die transversen Gradientensignale in die als Segmente 50 und 53 gezeigten zu ändern, die früheren transversen Gradientensignale 48 und 51 wiederholt werden, mit identischen Signalen 54 und 56, die zur Verstärkung der SNR kombiniert wurden. In ähnlicher Weise kann bei Verwendung des Spin-Krümmungs-Systems der Figur 3 das Gradienten-Signalsegment 64 ersetzt werden, um so das von 61 zu wiederholen. In jedem Fall wird nach einer oder mehr Wiederholungen der vorherigen transversen Gradientenanordnung ein neuer transverser Gradient verwendet.
• Dieses Verfahren zur Verbesserung der SNR mittels wiederholter Messungen einer gegebenen Projektion bei Verwendung des gespeisten Gleichgewichts kann ebenso auf die Projektionsabbildung eines Werts angewandt werden, die in den anhängigen Anmeldungen 332,925 und 332,926 desselben Erfinders beschrieben werden. Hier werden Projektionen bei einem vorgegebenen Winkel gemacht, wobei jede Projektion von einem unterschiedlichen planaren Gebiet des Volumens ist. Dies kann mit dem System der Figur 2 erreicht werden, wo nach der Sammlung einer Reihe von Projektionen bei einer vorgegebenen Ebene und einem vorgegebenen Winkel das Explosionssegment 43 in seiner Frequenz geändert wird, um eine neue parallele x,y-Ebene zu erregen. Alle transversen Gradientensignale, z.B. 48 und 51 würden wiederholt und nicht geändert, da der Projektionswinkel unverändert bleibt. Tatsächlich wird nur eine x- oder y-Gradientenspule benötigt, nicht beide, da nur Projektion in einer Richtung nötig ist.
• Nach einer Reihe von Messungen einer Ebene, wobei die Projektionssignale kombiniert werden, um die SNR zu verstärken, wird die Frequenz der V&sub4;-Explosion geändert, um die nächste Ebene zu erregen, wobei der Prozeß wiederholt wird. Dies kann besonders wichtig sein bei Projektionssystemen, bei denen ohne dieses Verfahren jeder Teil des Volumens einer einzigen Erregung unterworfen ist, mit der resultierenden niedrigen SNR.
• Bei vielen vorhandenen Querschnitts-SNR-Abbildungssystemen machen die Instrumente von dem ungenützten Zeitabschnitt zwischen den Erregungen Gebrauch, um andere parallele Abschnitte zu erregen. Während so ein vorgegebener planarer Abschnitt relaxiert, wird ein anderer erregt. Dies kann auch bei der vorliegenden Erfindung durchgeführt werden, da bei diesen Relaxation einschließenden Verfahren nicht der gesamte Zeitraum mit Erregung und Empfangen des Signals belegt ist. Wenn z.B. ein Drittel des Zeitraums aus sukzessiven Erregungen besteht, können drei Abschnitte gleichzeitig gewonnen werden. Natürlich wurden bei Verwendung der vorliegenden Erfindung all diese in beträchtlich weniger Zeit gemacht.
• Bei jeder Ausführungsform wird eine gespeiste Gleichgewichtsfolge verwendet, um die anfängliche Magnetisierung rasch wiederzugewinnen. In vielen Fällen wird aufgrund einer Vielzahl von Systemungenauigkeiten die Wiedergewinnung unvollständig sein. In diesem Fall werden die nachfolgenden empfangenen Signale eine etwas geringere Amplitude aufweisen. Dies kann einfach kompensiert werden, indem man den Gewinn des Systems nach jeder Projektionsmessung erhöht. Der Betrag des erhöhten Gewinns kann vorher durch Verwendung eines bekannten Objekts kalibriert werden.
• Zusammenfassend hat die Erfindung bisher ein System für die Verwendung eines gespeisten Gleichgewichts verwendet, das eine schnelle Folge von Messungen ermöglicht, ohne der Relaxationszeit vergleichbare Wartezeiten. Darüberhinaus wurde dieses System verwendet, um den Relaxationszeiten gegenüber empfängliche Signale zu gewinnen, wobei dieselbe Folge während des Relaxationsprozesses verwendet wurde. In diesen Fällen würden normalerweise Probleme auftreten, da jede Messung eine geringfügig unterschiedliche Probe während des Relaxationsprozesses darstellt. Um dieses Problem zu lösen, wurde eine Reihe von generalisierten Verfahren zur Verarbeitung jedes Projektionssignals vorgeschlagen, so daß sie alle Proben darstellen, die denen vergleichbar sind, die zu der gewünschten spezifischen Probenahmezeit genommen wurden.
• Dies wird in Figur 7 zusammengefaßt, wo eine Inversions-Wiedergewinnung und eine Spin-Echo Wiedergewinnung gezeigt werden. Bei der Inversions-Wiedergewinnung wird, wie oben beschrieben, eine Inversionserregung angewandt, wobei sich die Magnetisierung M wie in Figur 7 gezeigt als
• M=M&sub0;(1-2et/T&sub1;)
• erholt. Angenommen, die gewünschte spezifischen Zeit, um die Messung durchzuführen, ist τ wie gezeigt. die Folge von Erregungen, die die in den Figuren 2 und 3 gezeigte darstellt, wird in der Reihe der markierten Intervalle auf beiden Seiten der Zeit τ gezeigt. Wieder wird bei Verwendung der Verfahren der Figuren 4, 5 und 6 jede Erregung der der Zeit τ entsprechend gemacht, so daß relaxationsempfängliche Signale schnell erworben werden können.
• Eine ähnliche Folge wird in Figur 7 für eine Spin-Echo-Wiedergewinnung mit der klassischen 90º-τ&sub1;-180º-Erregung gezeigt. Die Folge wird für die der 180º-Erregung folgende Zeit gezeigt, bei der die Magnetisierung der Kurve
• M=M&sub0;e-t/Tz
• folgt, wobei das anfängliche Spin-Echo bei τ&sub1; auftritt und τ wieder die gewünschte Probenahmezeit darstellt. Jede Messung der Folge wird mittels der in den Figuren 4, 5 und 6 gezeigten Verfahren τ entsprechend gemacht.
• Es muß betont werden, daß dieses Kompensationstechniken ebenfalls für jedes Verfahren angewandt werden können, das die Folge von Messungen während einer Relaxationsperiode durchführt. Obwohl bisher nur das Verfahren des gespeisten Gleichgewichts offenbart wurde, wird ein weiteres Verfahren, eine schnelle Folge von Messungen zu erhalten, in einem Aufsatz von Z.H. Cho, et al. unter dem Titel "Fourier Transform Nuclear Magnetic Resonance Tomographic Imaging", Proc. of the IEEE, Band 70, Oktober 1982, Seiten 1152-1173, beschrieben. Dabei wird ein Verfahren wiederholter Spin-Echos in Verbindung mit einer Reihe von grundlegenden Abbildungsverfahren beschrieben. Wie z.B. In Figur 21 dieses Aufsatzes und in Figur 8 der vorliegenden Erfindung gezeigt, wird eine Reihe von 180º- Inversionsexplosionen für die HF-Erregung verwendet, nachdem eine Ebene mittels eines z-Gradienten ausgewählt wurde. Jede Explosion erzeugt das klassische Spin-Echo-Signal. Dennoch wird jede, wie in Figur 8 gezeigt, mit einem unterschiedlichen transversen Gradienten verwendet, so daß das Spin-Echo unterschiedliche Projektionswinkel darstellt Wie mit dem System des gespeisten Gleichgewichts ermöglicht dies eine schnellere Sammlung der Daten. Wie in Figur 21 des Aufsatzes von Z.H. Cho gezeigt, klingen diese Spin-Echo-Signale jedoch mit einer T&sub2;- Zeitkonstante ab.
• Bezugnehmend auf Figur 8 wird die Auswahl der Ebene begleitet, wobei 90º-Explosion 40 zusammen mit dem z-Gradientensignal 44 verwendet wird. Daraus folgt FID-Signal 54, das in Anwesenheit der transversen Gradientensignale 105 und 109 einen spezifischen Projektionswinkel darstellt. Darauf folgt eine Folge von 180º-Inversions-Impulsen 41, 100, 101, etc., jede jeweils mit einem unterschiedlichen transversen Gradienten-Signal-Segmentpaar 106, 110, bzw. 107, 111, bzw. 108, 112. So stellen die Spin-Echo-Signale 102, 103 und 104 nach Fourier-Transformation die gewünschte Projektion bei unterschiedlichen Winkeln dar.
• Dasselbe allgemeine Verfahren kann bei Verwendung von wiederholten Spin-Echos auf das Spin-Krümmungs-Abbildungssystem der Figur 3 angewandt werden. Dabei wird jedes transverse Gradienten-Signalpaar V&sub3; und V&sub5; der Figur 8 durch die V&sub3;- und V&sub5;-Sequenzen ersetzt wird, die in Figur 3 gezeigt werden, wo V&sub5; vor jedem Spin-Echo variiert ist und V&sub3; ein fester wiederholter, vor dem Spin-Echo negativer und danach positiver, Signalverlauf ist.
• Das beschriebene und im Aufsatz von Cho gezeigte Verfahren ermöglicht schnellere Informationsgewinnung über die Dichte, aber keine relaxationszeit-empfänglichen Signale, da jede Projektion eine geringfügig unterschiedliche Zeit darstellen und so zu Fehlern führen könnte. Daher können alle oben gezeigten Verarbeitungsverfahren der Figuren 4-6 auf dieses Vielfach-Spin-Echo-Verfahren der Figur 8 für schnelle Folge angewandt werden, um Messungen der Relaxationszeiten zu ermöglichen. So werden aus den in Figur 8 gezeigten Folgen die Folge-Intervalle der Figur 7. Das Verfahren ist exakt wie oben beschrieben, mit der Ausnahme, daß während der Relaxation nach einer Inversions-Wiedergewinnung, oder einer 90º-τ&sub1;-180º-Folge die Reihe der Vielfach-Spin-Echos der Figur 8 verwendet wird anstelle des Systems des gespeisten Gleichgewichts.
• So wird wie in Figur 4 jedes verarbeitete Spin-Echo-Projektions-Signal der Figur 8 mit M&sub0;/Mi im Multiplikator 78 vor der Rekonstruktion multipliziert, um den Fehler in der Probenahmezeit korrigieren zu helfen. In ähnlicher Weise wird in Figur 5 der exponentielle Teil des verarbeiteten Projektionssignals mit et/ oder e2t/ je nach verwendetem Relaxationsverfahren multipliziert, um den Fehler teilweise zu korrigieren. Für eine genauere Korrektur werden Paare der Spin-Echos bei τ+t und τ-t verwendet und wie in Figur 6 verarbeitet. Um dieses System weiter zu korrigieren, wird das verarbeitete Signal 98 wie zuvor dividiert, entweder durch
• In ähnlicher Weise kann das Signal 97, wie oben beschrieben, das Verhältnis der Integrale Mi/M&sub0; sein. So können die Methoden für Folgen von Projektionen während der Relaxationszeiträume auf jede wiederholte Folge von Projektionssignalen angewandt werden.
• In Figur 8 wurden die verschiedenen Spin-Echos mittels der 180º-Inversionsexplosionen 41, 100 und 101 erzeugt. Bei einem alternativen Verfahren zur Erzeugung von Spin-Echo-Signalen, gut bekannt und in der oben erwähnten Literatur beschrieben, ist nur die Gradientenpolarität geändert. Bezugnehmend auf Figur 8, nach dem Segment 54, anstelle der Explosion 41, werden während desselben Zeitintervalls die transversen Gradienten V&sub3; und V&sub5;, die Signalsegmente 105 und 109 umgekehrt. Diese Umkehrung erzeugt ebenfalls ein Spin-Echo, da die relative Frequenz jedes Kernes bezüglich der Mittenfrequenz umgekehrt wird. Dies wird für die folgenden Spin-Echos wiederholt, alle ohne die 180º-Explosionen von V&sub4; und ohne das z-Gradientensignal V&sub2;.

Claims (7)

1. Verfahren zum Erzeugen eines Bildes, das gegenüber der Relaxationszeit der magnetischen Kernresonanz eines Bereichs empfindlich ist, bei dem

eine Folge von Projektions-Meßsignalen des Bereichs während einer einzelnen Relaxationsperiode gewonnen wird,

die Projektions-Meßsignale so verarbeitet werden, daß sie im wesentlichen die Projektionsmessung darstellen, die zu einer bestimmten Zeit aufgetreten wäre, und

die verarbeiteten Projektions-Meßsignale zu einem Bild rekonstruiert werden, das gegenüber der Relaxationszeit des Bereichs empfindlich ist.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei während der Verarbeitung jedes Projektions-Meßsignal mit dem Verhältnis des Integrals der zu der bestimmten Zeit aufgenommenen Projektions-Meßsignale zum Integral der Projektions-Meßsignale multipliziert wird.

3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei bei der Verarbeitung der Exponentialteil der Projektions-Meßsignale mit einer Funktion der mittleren Relaxationszeit multipliziert wird.

4. Verfahren nach Anspruch 2, wobei die Folge der Projektionsmessungen Paare von Messungen umfaßt, die unter im wesentlichen identischen Bedingungen aufgenommen wurden, wobei jede Messung im wesentlichen gleich vor und nach der bestimmten Zeit auftritt, und wobei die Verarbeitung das Addieren der Projektions-Meßsignale umfaßt, die sich aus jedem Messungspaar ergeben.

5. Verfahren nach Anspruch 4, bei dem die addierten Projektions-Meßsignale mit dem Verhältnis des Integrals der im wesentlichen zu der bestimmten Zeit auftretenden Projektions- Meßsignale zum Integral der addierten Projektions-Meßsignale multipliziert wird.

6. Verfahren nach Anspruch 4, bei dem der Exponentialteil der addierten Projektions-Meßsignale mit dem Verhältnis des Integrals des Exponentialteils der im wesentlichen zu der bestimmten Zeit auftretenden Projektions-Meßsignale zu dem Integral des Exponentialteils der addierten Projektionssignale multipliziert wird.

7. Vorrichtung zum Erzeugen eines Bildes, das gegenüber der Relaxionszeit der magnetischen Kernresonanz eines Bereichs empfindlich ist, mit;

einer Einrichtung zur Gewinnung einer Folge von Projektions-Meßsignalen des Bereichs während einer einzelnen Relaxionsperiode;

einer Einrichtung, die die Projektions-Meßsignale so verarbeitet, daß sie im wesentlichen die Projektions-Meßsignale darstellen, die zu einer bestimmten Zeit aufgetreten wären; und

einer Einrichtung zur Rekonstruierung des gegenüber der Relaxionszeit empfindlichen Bildes, die die verarbeiteten Projektions-Meßsignale verwendet.