DE3807130C2

DE3807130C2 - Verfahren zur Magnetresonanz-Abbildung

Info

Publication number: DE3807130C2
Application number: DE3807130A
Authority: DE
Inventors: Kozo Satoh
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1987-03-06
Filing date: 1988-03-04
Publication date: 1995-10-12
Anticipated expiration: 2008-03-05
Also published as: JPH0687847B2; GB2201794B; GB8804941D0; JPS63216557A; DE3807130A1; GB2201794A; US4920314A

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Magnetresonanz-Abbildung (MRI) nach dem Oberbegriff des Patentanspruches 1. Bekanntlich ist die Magnetresonanzabbildung eine Methode zum Gewinnen chemischer und physikalischer mikroskopischer Verteilungsinformation von Teilchen mittels einer Erscheinung, bei welcher in einem homogenen statischen Magnetfeld mit der Stärke HO Atomkerne mit einem spezifischen magnetischen Moment, insbesondere eine Gruppe von Kernspins, in Resonanz hochfrequente Magnetfeldenergie absorbieren, welche in einer Ebene senkrecht zur Richtung des statischen Magnetfeldes mit einer Winkelgeschwindigkeit ω0 umläuft, die durch ω0 = γHO festgelegt ist (γ bedeutet das gyromagnetische Verhältnis, das eine für jede Art des Atomkernes spezifische Konstante ist).

Als Magnetresonanz-Abbildungsmethoden für das Abbilden der räumlichen Verteilung bestimmter Atomkerne (beispielsweise Wasserstoff-Atomkerne in Wasser und Fett) wurden die Projektionsrekonstruktionsmethode durch Lauterbur, die Fourier-Abbildungsmethoden durch Kumar, Welti, Ernst oder andere und die Spinverdrehungsmethode (dies ist eine Abwandlung der Fourier- Methode) durch Hutchinson und andere ins Auge gefaßt.

In derartige Magnetresonanz-Abbildungsmethoden wird eine Scheibentechnik verbreitet verwendet, welche von der sogenannten selektiven Anregungsmethode abhängt, um selektiv eine Magnetisierung in einer interessierenden Scheibe in einem dreidimensionalen Bereich anzuregen, damit die Magnetresonanzerscheinung hervorgerufen wird, und um Magnetresonanzsignale zu erhalten.

Bei der selektiven Anregungsmethode wird die Anregung der Magnetresonanzerscheinung in der folgenden Weise erzielt:

Ein in ein gleichförmiges statisches Magnetfeld gebrachtes Objekt wird weiterhin einem linearen Magnetfeldgradienten unterworfen, der als ein Scheiben-Gradientmagnetfeld wirkt, dessen Stärke sich linear in der Richtung senkrecht zur interessierenden Scheibenebene ändert. Aufgrund des Magnetfeldgradienten ändert sich die magnetische Resonanzfrequenz, die der Stärke des Magnetfeldes entspricht, linear in der Richtung senkrecht zur Scheibenebene. Um unter dieser Bedingung die Magnetisierung in der Scheibe anzuregen und zurück- bzw. nachzufokussieren, wird die Scheibe einem gepulsten hochfrequenten Magnetfeld oder einem Hochfrequenzimpuls, der eine Frequenzbandbreite entsprechend der Scheibendicke und eine Mittenfrequenz entsprechend der magnetischen Resonanzfrequenz in der Mitte der Scheibendicke hat, ausgesetzt. In diesem Fall wird ein zum Drehen der Magnetisierung (Vektor) um 90° durch Resonanzabsorption geeigneter anregender Hochfrequenzimpuls als ein "90°-Selektiv- Anregungsimpuls" (90°-SEP) bezeichnet, während ein Hochfrequenzimpuls, der die Magnetisierung um 180° drehen bzw. umkehren oder zurückfokussieren kann, "180°-Selektiv-Anregungsimpuls" (180°-SEP) genannt wird.

Wenn die Magnetisierung in der Scheibe angeregt und durch selektive Anregungsimpulse zurückfokussiert ist, kann eine befriedigende Selektivität der Scheibe nicht immer erhalten werden. Das heißt, die gewöhnlich verwendeten selektiven Anregungsimpulse sind nicht derart optimale Impulse, um die Magnetisierung in der interessierenden Scheibe allein um 90° oder 180° zu drehen. Um eine optimale bzw. scharfe Scheibeneigenschaft zu erhalten, wird ein Versuch unternommen, damit die Wellenform der selektiven Anregungsimpulse, die die Gestalt einer Umhüllenden der Amplitudenmodulation umfaßt, und eine Hochfrequenz-Wellenform der Phasenmodulation optimiert ist. Ein anderer Versuch liegt darin, ein zusammengesetztes selektives Anregungsimpulssystem zu verwenden, welches eine Folge einer Vielzahl von Anregungsimpulsen benutzt. Für die Gewinnung einer scharfen Scheibeneigenschaft werden gewöhnlich also verschiedene Mittel eingesetzt; bisher konnten aber noch keine befriedigenden Ergebnisse erhalten werden.

Es ist wichtig, daß die Rotationsphasen der Magnetisierungen (Magnetisierungsvektoren) miteinander in in einer Scheibe liegenden Punkten durch die selektive Anregung der Magnetresonanz und der Echo-Rückfokussierung übereinstimmen. Jedoch kann im Falle eines allgemeinen Objektes oder eines Objektes, in welchem die Verteilung der Dichte nicht gleichförmig bezüglich der Richtung senkrecht zur Scheibenebene ist, die oben beschriebene Magnetisierungsphasenbeziehung nicht erhalten werden. Die Änderungen in der Phase der Magnetisierung in der Scheibenebene erzeugen Bildartifikate bzw. falsche Bilder, wodurch die Bildqualität vermindert wird.

In dem herkömmlichen Magnetresonanz-Abbildungssystem verschlechtern demgemäß nicht nur die schwachen Scheibeneigenschaften, sondern auch die Artifkate aufgrund der Änderungen in der Phase der Magnetisierung in der Scheibenebene die Bildqualität. In den letzten Jahren wurden der Rauschabstand und die räumliche Auflösung von Magnetresonanzbildern wesentlich verbessert. Somit liegt in der Lösung der Probleme aufgrund der Scheibeneigenschaften und der Änderung in der Phase der Magnetisierung in der Scheibe der Schlüssel für eine Verbesserung in der Magnetresonanz-Bildqualität.

Andererseits wurden auch Versuche unternommen, einen Blutfluß mittels Magnetresonanzphasen-Information in dem Magnetresonanz- Abbildungssystem zu messen. Die Änderung in der Phase der Magnetisierung in der Scheibe sind ein bedeutender Faktor, der die Genauigkeit der Messung verhindert.

Bei dem oben beschriebenen bestehenden MRI-System treten also Probleme einer Verschlechterung in der Bildqualität und einer geringen Genauigkeit der Messungen aufgrund schwacher Scheibeneigenschaften und Änderungen in der Phase der Magnetisierung in einer Scheibe auf.

Ein Verfahren der eingangs genannten Art ist beispielsweise aus der EP 0 135 847 A2 bekannt. Weiterhin ist es aus der US 4 284 948 bekannt, bei einem Magnetresonanz-Abbildungssystem einen Scheibenselektionsgradienten nch Ablauf einer Magnetresonanz umzupolen. Im Anschluß hieran wird aber die Messung nicht wiederholt, sondern es wird solange gewartet, bis das Spinsystem wieder im thermischen Gleichgewicht ist.

Schließlich ist aus EP 0 171 070 A2 ein Verfahren zur kernmagnetischen Kontrast-Blutflußabbildung bekannt, bei dem bipolare Strömungskodierimpulse zur Anwendung gelangen. Diese bipolaren Strömungskodierimpulse können in zwei Klassen eingeteilt werden, nämlich einfache bipolare Strömungskodierimpulse und bipolare Strömungskodierimpulse mit einem Refokussierungs- 180°-Impuls. Jede Art dieser bipolaren Strömungskodierimpulse liefert für die Blutströmung eine Phasenverschiebung. Das bekannte Verfahren bezweckt nun eine Verminderung dieser Phasenverschiebung. Hierzu wird eine Mehrechosequenz ausgeführt: Als Bezugsbild wird ein zweites Bild herangezogen, das mittels einer zweiten Echodatengruppe abgebildet ist, und dieses Bezugsbild wird von einem durch eine erste Echodatengruppe gewonnenen Bild subtrahiert, so daß ein Bild schließlich gewonnen werden kann, dessen Artefakt gesteuert ist.

Dagegen ist es Aufgabe der vorliegenden Erfindung ein Verfahren zur Magnetresonanz-Abbildung anzugeben, das durch Verbesserung der Scheibeneigenschaften eine hohe Abbildungsqualität zu gewährleisten vermag.

Diese Aufgabe wird bei einem Verfahren nach dem Oberbegriff des Patentanspruches 1 erfindungsgemäß durch die in dessen kennzeichnenden Teil angegebenen Merkmale gelöst.

Vorteilhafte Weiterbildung der Erfindung ergeben sich insbesondere aus den Patentansprüchen 2 bis 6.

Bei dem vorliegenden Verfahren wird die Polarität der Wellenform eines angelegten Scheiben-Gradientmagnetfeldes für jede Wiederholung der selektiven Anregung invertiert. Ein Bildprozessor ist derart angeordnet, daß er ein Magnetresonanzsignal einer angeregten Scheibe aufnimmt, daß er Abbildungsdaten durch Quadratur-Erfassung (bzw. um 90° phasenverschobene Erfassung) des Magnetresonanzsignales erhält und daß er ein Magnetresonanzbild aus den Abbildungsdaten liefert. Insbesondere addiert der Bildprozessor zwei Arten von Abbildungsdaten entsprechend den entgegengesetzten Polaritäten des Scheiben-Gradientmagnetfeldes, um ein Magnetresonanzbild zu schaffen.

Die Umkehrung der Polarität des Scheiben- Gradientmagnetfeldes für die selektive Anregung führt zu der Umkehrung des Vorzeichens desjenigen Teiles der Abbildungsdaten, der dem Imaginärteil der Verteilungsfunktion entspricht, welcher durch Quadratur-Erfassung des Magnetresonanzsignales erhalten ist. Demgemäß löscht eine einfache Addition oder der arithmetische Mittelwert der beiden Arten von Abbildungsdaten die Imäginärteile hiervon aus, welche die Scheibeneigenschaften herabsetzen und eine Phasenänderung verursachen. Als Ergebnis der einfachen Addition oder des arithmetischen Mittelwertes bleibt nur derjenige Teil der Abbildungsdaten zurück, der dem Realteil der Verteilungsfunktion entspricht. Somit ermöglicht das Verfahren eine Verbesserung der Scheibeneigenschaften und eine Verminderung der Phasenänderung in der Scheibe. Folglich werden Verbesserungen in der Qualität der Magnetresonanzbilder und der Genauigkeit der Messungen mittels Phaseninformation erzielt.

Nachfolgend wird die Erfindung anhand der Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 ein Diagramm zur Erläuterung der Scheibeneigenschaften für einen optimalen selektiven Anregungsimpuls,

Fig. 2 die Wellenform einer SINC-Funktion, die als die umhüllende Wellenform eines selektiven Anregungsimpulses verwendet wird,

Fig. 3 ein Diagramm zur Erläuterung der Scheibeneigenschaften, die erhalten werden, wenn der selektive Anregungsimpuls mit der Wellenform von Fig. 2 verwendet wird,

Fig. 4 ein Blockschaltbild eines Magnetresonanz-Abbildungssystems,

Fig. 5A bis 5E eine Impulssequenz in dem Fall, wenn die Spinverdrehungsmethode zum Beobachten eines FID-Signales angewandt wird (FID = freier Induktionszerfall bzw. freies Induktionsabklingen),

Fig. 6A bis 6E eine Impulssequenz in dem Fall, wenn die Spinverdrehungsmethode zum Beobachten eines Spinechosignales angewandt wird,

Fig. 7A bis 7E eine Impulssequenz in dem Fall, wenn die abgewandelte Carr-Purcell-Methode angewandt wird,

Fig. 8A bis 8E eine Impulssequenz in dem Fall, wenn die chemische Verschiebungsabbildung zum Beobachten eines FID-Signales angewandt wird, und

Fig. 9A bis 9D eine Impulssequenz in dem Fall, wenn die Mehrscheibenmethode zum Beobachten eines FID-Signales angewandt wird.

Zunächst wird das der Erfindung zugrundeliegende Prinzip mittels numerischer Ausdrücke erläutert.

Es sei angenommen, daß ein umlaufendes bzw. Drehmagnetfeld (Hochfrequenz-Magnetfeld), das in der Richtung einer x′- Achse in einem umlaufenden Koordinatensystem anliegt, durch ω1(t) und ein Scheiben-Gradientmagnetfeld, das in der Richtung senkrecht zur Scheibenebene anliegt, durch Δω(z) (=YGZ) gegeben sind. Dann sind die Bloch- Gleichungen für eine im Magnetresonanz-Abbildungssystem verwendete selektive Anregungsmethode gegeben durch:

dmx′(z)/dt = -Δω(z) my′(z)
dmy′(z)/dt = Δω(z) mx′(z)+ω1(t) mz′(z)
dmz′(z)/dt = -ω1(t) my′(z) (1)

wobei mx′, my′ und mz′ Magnetisierungsvektorkomponenten in den Richtungen von x′-, y′- und z′-Koordinatenachsen des umlaufenden Koordinatensystems bedeuten, dessen Drehachse gewöhnlich die z-Achse eines rechtwinkligen Koordinatensystems ist, so daß die z′-Achse mit der z-Achse zusammenfällt.

Zunächst soll hier der Fall diskutiert werden, in dem vorläufig -z für z, d. h. z → -z, eingesetzt wird. In diesem Fall ist zu sehen, daß die Gleichungen (1) durch folgende Substitutionen erfüllt werden: mx′ → -mx′, my′ → my′ und mz′ → mz′. Das heißt,

mx′(-z) = -mx′(z)
my′(-z) = my′(z)
mz′(-z) = mz′(z) (2)

wobei mx′ eine ungerade Funktion von z und my′ und mz′ jeweils gerade Funktionen von z sind.

Die Funktionen mx′, my′ und mz′ sind in Fig. 1 unter der Annahme gezeigt, daß ein optimaler 90°-Selektiv-Anregungsimpuls verwendet wird. Andererseits wird eine in Fig. 2 gezeigte sinc-Funktion-Wellenform von -4π∼+4π oft in der Praxis als eine Hüllkurve des selektiven Anregungsimpulses verwendet. Eine Computersimultion mittels des selektiven Anregungsimpulses mit der Hüllkurve von Fig. 2 liefert mx′, my′ und mz′, wie diese in Fig. 3 gezeigt sind. Aus einem Vergleich zwischen mx′, my′ und mz′ von Fig. 3 und mx′, my′ und mz′ von Fig. 1 folgt, daß im Fall von Fig. 3 eine Komponente von mx′, die eine ungerade Funktuion ist, erzeugt wird. Diese mx′- Komponente verursacht eine Verschlechterung in den Scheibeneigenschaften und eine Veränderung in der Magnetisierungsphase.

Wenn nun angenommen wird, daß die dreidimensionale Verteilung von Kernspins in einem Objekt durch ρ (x, y, z) gegeben ist, dann gilt für die zweidimensionale Verteilung der Kernspins (x, y) in einer Scheibe:

(x, y) = ∫ ρ(x, y, z) {my′(z)+i mx′(z)}dz
= _r(x, y)+i_i(x, y) (3)

Wenn ρ(x, y, -z) gleich ρ(x, y, z) ist, wird (x, y) eine reelle Funktion, da i(x, y) = 0 gilt. Ein beobachtetes magnetisches Resonanzsignal wird wiedergegeben durch

S(t_x, t_y) = ∫ (x, y)^-i(t_x · x+t_y · y)dx dy

wobei t_x die Auslesezeit und t_y die Kodierzeit bedeuten. Die Daten von S(t_x, t_x) werden durch Quadratur-Erfassung des magnetischen Resonanzsignales erhalten. Im Fall von (-x, -y) = (x, y) wird S(t_x, t_y) eine reelle Funktion. Im allgemeinen ist S(t_x, t_y) eine komplexe Funktion.

Wenn die Scheibenebene eine Phasenänderung Δψ hat, beträgt das durch die Fourier-Methode oder die Spinverdrehungsmethode erhaltene beobachtete magnetische Resonanzsignal (t_x, t_y):

(t_x, t_y) = eⁱ ^Δψ S(t_x, t_y)

Durch Verarbeiten von (t_x, t_y) durch die zweidimensionale Fourier-Transformation wird die folgende Gleichung erhalten:

Daher wird das Absolutwert-Bild wiedergegeben durch:

Es sei darauf hingewiesen, daß das aus der oben erwähnten Funktion mx′ abgeleitete _i in dem Absolutwert-Bild enthalten ist.

Wenn andererseits die Polarität des Scheiben- Gradientmagnetfeldes invertiert bzw. umgekehrt wird, wie dies oben erläutert wurde, wenn also insbesondere Δω(z) → -Δω(z) vorliegt, so können die Gleichungen (1) durch die Substitutionen mx′ → -mx′, my′ → my′, mz′ → mz′ erfüllt werden. Mit anderen Worten, wenn die Polarität des Scheiben-Gradientmagnetfeldes umgekehrt wird, bleibt das Vorzeichen von my′ und mz′ unverändert, während sich aber das Vorzeichen von mx′ ändert. Demgemäß liefert die Addition (einfache Addition oder arithmetischer Mittelwert) der ersten Bilddaten S⁺, die unter dem Scheiben- Gradientmagnetfeld einer ersten Polarität erhalten sind, und zweiter Abbildungsdaten S^-, die unter dem Scheiben- Gradientmagnetfeld einer zweiten, zur ersten Polarität entgegengesetzten Polarität erhalten sind, ein Signal S.

Diese Addition kann durch die folgende Gleichung ausgedrückt werden:

Wie aus den obigen Gleichungen folgt, hebt sich der Term "_i" auf.

Das Signal S entspricht der unten bezeichneten zweidimensionalen Verteilung.

(x, y) = 2 ∫ ρ(x, y, z)my′(z) dz (4)

Die Verteilung in Gleichung (4) ist reell, wobei kein Imaginärteil, d. h. mx′-Komponente eingeschlossen ist. Es sei nun der Fall betrachtet, in dem die Scheibenebene die Änderung Δψ hat. Da in diesem Fall _i = 0 vorliegt, kann (T_x, t_y) als ein Ergebnis der zweidimensionalen Fourier-Transformation wie folgt transformiert werden:

Das Absolutwert-Bild wird wiedergegeben durch

Daher kann eine richtige Verteilungsinformation der Kernspins erhalten werden.

Wenn somit ein Magnetresonanzbild durch die neuen Bilddaten rekonstruiert wird, so tritt selbst im Absolutwert- Bild die Verschlechterung der Scheibeneigenschaften und der Phasenänderung nicht auf.

Fig. 4 zeigt eine Anordnung eines auf dem oben beschriebenen Prinzip beruhenden Magnetresonanz- Abbildungssystems.

Das Magnetresonanz-Abbildungssystem von Fig. 4 umfaßt en Statikfeld-Spulensystem 1, eine Strom- bzw. Spannungsversorgung 2, ein Gradientspulensystem 3, eine Ansteuereinheit 4, einen Untersuchungstisch bzw. eine Liege 6, eine Sonde 7, einen Sender 8, einen Empfänger 9, eine Folgesteuereinrichtung 10, eine Datenerfassungseinrichtung 11, einen Rechner 12, ein Bedienpult 13 und eine Anzeige 14.

Das Statikfeld-Spulensystem 1 ist durch die Strom- bzw. Spannungsversorgung 2 angesteuert, um ein statisches Magnetfeld zu liefern, während das Gradientspulensystem 3 durch die Ansteuereinheit 4 angesteuert ist, um Gradientmagnetfelder zu erzeugen. Die Strom- bzw. Spannungsversorgung 2 und die Ansteuereinheit 4 sind durch die Folgesteuereinrichtung 10 gesteuert. Ein auf der Liege 6 liegendes Objekt (beispielsweise ein Patient) 5 wird dem gleichmäßigen Statikmagnetfeld ausgesetzt, das durch das Statikfeld-Spulensystem 1 erzeugt ist. Das Gradientspulensystem 3 legt an das Objekt 5 Gradientmagnetfelder Gx und Gy, deren Stärke sich linear in den x- und y-Richtungen senkrecht zueinander in der Ebene einer interessierenden Scheibe ändert, und ein Gradientmagnetfeld Gz, dessen Stärke sich linear in der z-Richtung senkrecht zur Scheibenebene verändert.

Das Objekt 5 wird weiterhin mit einem hochfrequenten Magnetfeld bestrahlt, das von der Sonde 7 durch ein vom Sender 8 ausgegebenes Hochfrequenzsignal übertragen ist. Der Sender 8 ist ebenfalls durch die Folgesteuereinrichtung 10 gesteuert. Ein durch die Sonde 7 erfaßtes und empfangenes magnetisches Resonanzsignal liegt am Empfänger 9, um darin verstärkt und um 90° phasenverschoben ("quadratur-erfaßt") zu werden. Die durch die Verstärkung und Quadratur-Erfassung erhaltenen Abbildungsdaten werden vom Empfänger 9 zur Datenerfassungseinrichtung 11 übertragen. Der Empfänger 9 und die Datenerfassungseinrichtung 11 sind durch die Folgesteuereinrichtung 10 gesteuert. Die Datenerfassungseinrichtung 11 erfaßt die Abbildungsdaten vom Empfänger 9 und überträgt diese dann zum Rechner 12 nach einer Analog-Digital-Umsetzung.

Aufgrund der Abbildungsdaten von der Datenerfassungseinrichtung 11 führt der Rechner 12 eine Bildrekonstruktionsverarbeitung aus, um Magnetresonanzbilddaten zu erzeugen. Der Rechner 12 steuert die Folgesteuereinrichtung 10. Ein Bediener betreibt den Rechner 12 über das Bedienpult 13. Die Anzeige 14 spricht auf die Magnetresonanzbilddaten vom Rechner 12 an, um ein Magnetresonanzbild anzuzeigen.

Die Fig. 5A bis 5E, 6A bis 6E, 7A bis 7E, 8A bis 8E und 9A bis 9D zeigen beispielhafte Impulssequenzen für den Fall, daß die Spinverwerfungsmethode angewandt ist. Diese Impulssequenzen sind durch die Folgesteuereinrichtung 10 gesteuert. Um im Fall der Spinverwerfungsmethode die für die Bilderzeugung notwendige Lageinformation in das Magnetresonanzbildsignal einzuschließen, wird die Lageinformation mit der Phase bezüglich einer ersten Richtung in der Scheibenebene phasenkodiert, jedoch mit der Fequenz bezüglich einer zweiten Richtung gewöhnlich senkrecht zur ersten Richtung in der Scheibenebene ebenfalls kodiert. Die Phasenkodierung wird erzielt, indem bei jeder Wiederholung der Anregung die Amplitude des Gradientmagnetfeldes, d. h. die Größe des Gradienten, entlang der ersten Richtung zur Zeit der Anregung der Magnetresonanz verändert wird. Das Frequenzkodieren wird erreicht, indem ein Gradientmagnetfeld in der zweiten Richtung angelegt wird, wenn das magnetische Resonanzsignal erfaßt wird.

Die Fig. 5A bis 5E zeigen die Impulssequenz, die verwendet wird, wenn die Spinverwerfungsmethode angewandt wird, indem ein FID-Signal als das magnetische Resonanzsignal verwendet wird. In dem ersten Schritt (Fig. 5A bis 5D) werden die Anregung der magnetischen Resonanz und die Erfassung des magnetischen Resonanzsignales wie folgt ausgeführt. Der 90°-Selektiv-Anregungsimpuls (90°-SEP) als ein Hochfrequenzimpuls rf und das Scheiben- Gradientmagnetfeld Gs mit einer vorbestimmten Amplitude werden gleichzeitig an das Objekt angelegt. Danach wird das Phasenkodier-Gradientmagnetfeld Ge angelegt. Dann wird ein Lese-Gradientenmagnetfeld Gr angelegt, um ein magnetisches Resonanzsignal zu beoachten, das in diesem Fall das FID-Signal ist. Um die Zerstreuung der Magnetisierungsvektoren aufgrund des Scheiben-Gradientenmagnetfeldes Gs zu kompensieren, wird, wie dargestellt, das gerade an dem Objekt anliegende Gradientenmagnetfeld Gs nach der Anlegung des Hochfrequenzimpulses rf invertiert, und das an dem Objekt anliegende Lese-Gradientmagnetfeld wird invertiert, bevor das magnetische Resonanzsignal ausgelesen wird.

Sodann wird in einem zweiten Schnitt (Fig. 5A, 5C bis 5E) anstelle des Scheiben-Gradientmagnetfeldes Gs ein Scheiben-Gradientmagnetfeld Gs′ (vgl. Fig. 5E) verwendet, dessen Polarität entgegengesetzt zu derjenigen des Feldes Gs ist. Der 90°-Selektiv-Anregungsimpuls, das Phasenkodier-Gradientmagnetfeld Ge und das Lese-Gradientmagnetfeld Gr werden an das Objekt wie in dem ersten Schritt angelegt. Das heißt, das Scheiben-Gradientmagnetfeld Gs′ hat die gleiche Amplitude wie das in dem ersten Schritt verwendete Feld Gs und weist aber dessen umgekehrte Polarität auf. Der 90°-Impuls, das in der Polarität umgekehrte Feld Gs′, das Phasenkodierfeld Ge und das Lesefeld Gr liegen an dem Objekt, wie dies gezeigt ist, um ein FID-Signal zu beobachten.

Das Phasenkodier-Gradientenmagnetfeld Ge weist eine Amplitude auf, die alle zwei Schritte (erste und zweite Schritte) sequentiell verändert wird, wie dies durch Strichlinien angedeutet ist. Durch abwechselndes Wiederholen der ersten und zweiten Schritte werden zwei Arten von Abbildungsdaten entsprechend den Scheiben-Gradientmagnetfeldern Gs und Gs′ von der Datenerfassungseinrichtung 11 zum Rechner 12 übertragen, um darin in einem Speicher gespeichert zu werden.

Der Rechner 12 kombiniert additiv die beiden Arten von in dem Speicher gespeicherten Abbildungsdaten durch einfache Addition oder arithmetische Mittelwertbildung, um neue Abbildungsdaten zu liefern. Die neuen Abbildungsdaten geben die Scheibeneigenschaften entsprechend der my′-Komponenten wieder, die eine gerade Funktion ist, jedoch frei von dem Einfluß der mx′-Komponenten ist, welche eine ungerade Funktion ist.

Demgemäß werden die Scheibeneigenschaften entsprechend verbessert und Änderungen in der Phase der Magnetisierung werden verringert. Als Ergebnis kann die Qualität der Magnetresonanzbilder verbessert werden, und die Genauigkeit von Messungen mittels Phaseninformation, wie beispielsweise Blutströmungsmessungen, kann gesteigert werden.

Die Fig. 6A bis 6E zeigen die Impulssequenz, die in dem Fall verwendet wird, wenn die Spinverwerfungsmethode mittels eines Spinechosignales als das magnetische Resonanzsignal angewandt wird. Die Fig. 7A-7E zeigen die Impulssequenz, die in dem Fall verwendet wird, wenn die Spinverwerfungsmethode mittels der abgewandelten Carr-Purcell-Methode angewandt wird. In diesen Fällen werden zwei Arten von Abbildungsdaten entsprechend den Scheiben-Gradientmagnetfeldern Gs und Gs′, die entsprechend in der Polarität sind, additiv kombiniert, um Abbildungsdaten zu liefern, die frei von der Komponente von mx′ sind.

In dem Fall von Fig. 6A-6E wird nach Anlegen des 90°-Impulses an das Objekt entlang dem Scheiben-Gradientmagnetfeld Gs oder Gs′ das phasenkodierte Feld Ge angelegt. Sodann wird der 180°-Impuls (180°-SEP) entlang des Scheiben-Gradientmagnetfeldes Gs oder Gs′ angelegt, und dann wird das Lese-Gradientmagnetfeld Gr an das Objekt für Echosignalbeobachtung angelegt.

In dem Fall von Fig. 7A-7E werden nach Beobachtung des ersten Echos wie in dem Fall von Fig. 6A-6E der 180°-Impuls und das Scheiben-Gradientmagnetfeld Gs oder Gs′ angelegt, und dann wird das Lese-Gradientmagnetfeld Gr angelegt, um ein Echo zu beobachten. Diese Echobeobachtung wird wiederholt, um das zweite, dritte, vierte und folgende Echo zu beobachten. Von diesen Echos erhaltene Bilddaten werden verwendet, um ein Bild der transversalen oder Quer-Relaxationszeit T₂ zu erhalten.

Die Fig. 8A-8E zeigen die Impulssequenz, die in dem Fall verwendet wird, wenn die chemische Verschiebungsabbildung aufgrund der Spinverwerfungmethode angewandt wird, wobei ein FID-Signal als das magnetische Resonanzsignal verwendet wird. In diesem Fall werden ebenfalls zwei Arten von Abbildungsdaten, die den Scheiben- Gradientmagnetfeldern Gs und Gs′ entsprechen und die unter der gleichen Kodierbedingung erhalten sind, welche durch die Phasenkodier-Gradientmagnetfelder Ge1 und Ge2 bestimmt sind, additiv kombiniert, um Abbildungsdaten zu erzeugen, die durch mx′ unbeeinflußt sind.

In dem Fall von Fig. 8A-8E werden nach Anlegung des 90°- Impulses und des Scheiben-Gradientmagnetfeldes Gs und Gs′ für selektive Anregung Kodier-Gradientmagnetfelder Ge1 und Ge2 zur Phasenkodierung angelegt. Danach wird das magnetische Resonanzsignal beobachtet.

Die Fig. 9A-9D zeigen die Impulssequenz, die in dem Fall verwendet wird, wenn die Mehrscheibenmethode angewandt wird, wobei ein FID-Signal als das magnetische Resonanzsignal benutzt wird. In der Zeichnung sind lediglich die Wellenformen des Hochfrequenzimpulses und des Scheiben-Gradientmagnetfeldes dargestellt, und die Wellenformen des Phasenkodier-Gradientmagnetfeldes und des Lese-Gradienmagnetfeldes sind von der Darstellung ausgeschlossen. Auch im Fall der Mehrscheibenmethode werden die Scheiben- Gradientmagnetfelder Gs und Gs′ verwendet, die in der Polarität entgegengesetzt sind.

Bei der Mehrscheibenmethode werden jedoch auch Teile außer z=0 (Gs=0) angeregt. Wenn so die rf- Impulsfrequenz (hochfrequente Impulsfrequen) bei anliegendem Scheiben-Gradientmagnetfeld Gs gleich zu der Frequenz in dem Fall ist, in welchem das Scheiben- Gradientmagnetfeld Gs′ anliegt, so werden symmetrisch bezüglich der Scheibe mit z=0 angeordnete Scheiben angeregt. Um die gleiche Scheibenebene anzuregen, wenn bei anliegendem Feld Gs die rf-Impulsfrequenz f1 = f0+Δf1 beträgt, wird bei anliegendem Feld Gs′ die rf′-Impulsfrequenz zu f1 = f0-Δf1 gewählt. Wenn magnetische Resonanzsignale entsprechend dem Scheiben-Gradientmagnetfeld Gs durch S1′, S2′, . . . Sn′ und magnetische Resonanzsignale entsprechend dem Scheiben-Gradientmagnetfeld Gs′ durch S1′′, S2′′, . . ., Sn′′ dargestellt werden, so sind Abbildungsdaten für jeweilige Scheibenebenen gegeben durch S1=S1′+S1′′, S2=S2′+S2′′, . . ., Sn=Sn′+Sn′′, welche frei von einem Einfluß der Funktion mx′ sind.

Es ist auch auf die Mehrscheibenmethode anwendbar, die ein Spinechosignal oder Mehrechosignale als das magnetische Resonanzsignal verwendet.

Die Anregung einer magnetischen Resonanz und die Erfassung von Abbildungsdaten aufgrund der Impulssequenzen, wie diese in den Fig. 5A-5E, 6A-6E, 7A-7E und 8A-8E gezeigt sind, werden in mehr praktischer Weise wie folgt ausgeführt:

(a) Bei 2N-facher Ausführung der Mittelwertbildung

In dem Kodierschritt wird eine vorbestimmte Impulssequenz N-fach (N = 1, 2) für das Scheiben-Gradientmagnetfeld Gs wiederholt, und die sich ergebenden N Stücke der Abbildungsdaten werden gesammelt. Auf diese Weise werden Abbildungsdaten für alle Kodierschritte gefunden. Es sei angenommen, daß R⁺ und I⁺ jeweils Realteil und Imaginärteil dieser Abbildungsdaten darstellen. In ähnlicher Weise werden Abbildungsdaten für das Scheiben-Gradientmagnetfeld Gs′ gefunden. Es sei angenommen, daß R^- und I^- jeweils Realteil und Imaginärteil der so erhaltenen Abbildungsdaten für Gs′ sind. R und I können aus R = R⁺+R^- und I = I⁺+I^- gefunden werden. Durch zweidimensionale Fourier-Transformation (R+i I) kann eine zweidimensionale Verteilungsinformation gefunden werden.

Nach Gewinnung von Daten aufgrund der Scheiben-Gradientmagnetfelder Gs und Gs′ in einem Kodierschritt, können Kodierschritte sequentiell fortschreiten, um abwechselnd Daten aufgrund der Scheiben-Gradientmagnetfelder Gs und Gs′ zu erfassen.

(b) Fall ohne Mittelwertbildung

Das Scheiben-Gradientmagnetfeld Gs wird für gerade Kodierschritte K = 2n (n = 1, 2, . . ., M) verwendet, während das Scheiben-Gradientmagnetfeld Gs′ für ungeradzahlige Kodierschritte k = 2n+1 (n = 0, 1, M-1) herangezogen wird. Es sei angenommen, daß der Realteil und der Imaginärteil eines durch das Scheiben-Gradientmagnetfeld erhaltenen (M × 2M)- Matrixdatenfeldes durch R⁺⁰ bzw. I⁺⁰ gegeben ist. Dann können Daten R⁺ und I⁺ der (2M×2M)-Matrix aus den durch Interpolation gewonnenen ungerad-kodierten Daten erhalten werden. In ähnlicher Weise sei angenommen, daß der Realteil und der Imaginärteil der durch das Scheiben-Gradientmagnetfeld Gs′ erhaltenen Daten durch R^-0 bzw. I^-0 gegeben ist. Dann können R^- und I^- gefunden werden. Somit werden R = R⁺+R^- und I = I⁺+I^- erhalten. R+iI wird der zweidimensionalen Fourier-Transformation unterworfen, um eine zweidimensionale Verteilungsinformation zu erzielen.

Zusätzlich kann beispielsweise eine Methode verwendet werden, bei der ungeradzahlige Ordnungs- bzw. Befehlsdaten zuerst und dann geradzahlige Ordnungs- bzw. Befehlsdaten erfaßt werden, oder es kann eine Methode eingesetzt werden, bei der ungeradzahlige Daten und geradzahlige Daten in verschachtelter Weise erfaßt werden.

Die Erfindung kann wirksam auf eine MR-Angiographie angewandt werden, bei der eine Subtraktion zwischen einem MR-Bild, das durch die Sequenz einschließlich eines flußkodierten Impulses (d. h. eines bipolaren Gradientfeldimpulses) erhalten ist, und einem MR-Bild, das durch die Sequenz nicht einschließlich eines flußkodierten Impulses erhalten ist, durchgeführt wird. Im Fall der MR-Angiographie kann ein sich bewegendes Teil, wie beispielsweise Blut, in der Phase von einem anderen stationären Teil ohne Verwendung eines Kontrastmediums unterschieden werden, indem ein flußkodierter Impuls in die Impulssequenz eingeführt wird.

Für den Fall einer 2N-fachen Mittelwertbildung sei angenommen, daß Daten entsprechend zwei Bildern (d. h. das MR-Bild, das durch die Sequenz einschließlich eines flußkodierten Impulses erhalten ist, und das MR-Bild, das durch die Sequenz erhalten ist, die keinen flußkodierten Impuls einschließt) durch A bzw. B gegeben sind, und daß die in jedem Kodierschritt erfaßten Daten a und b sind. Weiterhin sei angenommen, daß + und - zu den Daten addiert werden, die für die Scheiben-Gradientmagnetfelder Gs bzw. Gs′ erfaßt sind. Dann kann die folgende Betriebsart bevorzugt werden.

(1) Die Kodierschritte schreiten fort, um die Datensammlung in der folgenden Reihenfolge zu wiederholen (a⁺→a^-→b⁺→b^-).
(2) Die Kodierschritte schreiten fort, um die Datensammlung in der folgenden Reihenfolge zu wiederholen (a⁺→b⁺→a^-→b^-).

A = A⁺+A^-, B = B⁺+B^- werden aus den in (1) und (2) erhaltenen Daten A⁺, A^-, B⁺, B^- gewonnen. Dann wird A-B zweidimensional Fourier-transformiert.

(3) Daten werden in der Reihenfolge von A⁺→B⁺→A^-→B^- erfaßt, um A = A⁺+A^-, B = B⁺+B^- zu erhalten. Dann wird A-B zweidimensional Fourier-transformiert.

Im Fall keiner Mittelwertbildung (1) werden Daten von A in den ungeradzahligen Kodierschritten für Gs, Daten von A in den geradzahligen Kodierschritten für Gs′, Daten von B in den ungeradzahligen Kodierschritten für Gs und Daten von B in den geradzahligen Kodierschritten für Gs′ nacheinander erfaßt. Diese Datenerfassung wird wiederholt. (2) Nachdem Daten von A in den ungeradzahligen Kodierschritten für Gs und Daten von A in den geradzahligen Kodierschritten für Gs′ wiederholt erfaßt sind, werden Daten von B in den ungeradzahligen Kodierschritten für Gs und Daten von B in den geradzahligen Kodierschritten für Gs′ wiederholt erfaßt. (3) a⁺ und b⁺ in den ungeradzahligen Schritten und a^- und b^- in den geradzahligen Schritten werden wiederholt erfaßt.

Wenn (x, y) eine reelle Funktion ist, können Magnetresonanzabbildungsdaten S(t_x, t_y) die folgende Beziehung erfüllen:

S( ät_x, -t_y) = S*(t_x, t_y)

wobei * eine komplex Konjugierte bedeutet.

Wenn daher nur Daten etwa des halben Fourier-Raumes erhalten werden, kann die andere Hälfte berechnet werden. Als Ergebnis kann die für Datensammlung erforderliche Zeit auf die Hälfte im Vergleich mit dem Fall einer vollständigen Kodiermethode, bei der der gesamte Fourier-Raum abgetastet ist, vermindert werden.

Im vorliegenden Fall ist (x, y) eine reelle Funktion, so daß die oben beschriebene halbe Kodiermethode anwendbar ist.

Claims

1. Verfahren zur Magnetresonanz-Abbildung, umfassend die folgenden Schritte:

- Erzeugen eines homogenen Statikmagnetfeldes,
- Erzeugen eines Scheiben-Gradientmagnetfeldes, dessen Stärke sich linear in der Richtung senkrecht zu einer interessierenden Scheibe eines Untersuchungsobjektes (5) ändert, wobei das Scheiben- Gradientmagnetfeld dem Statikmagnetfeld überlagert ist.
- Erzeugen eines Phasenkodier-Gradientmagnetfeldes, dessen Stärke sich linear in einer vorbestimmten Richtung in einer Ebene der interessierenden Scheibe ändert, wobei das Phasenkodier-Gradientmagnetfeld dem Statikmagnetfeld überlagert ist,
- Erzeugen eines Lese-Gradientmagnetfeldes, dessen Stärke sich linear in einer vorbestimmten Richtung ändert, die in der Ebene der interessierenden Scheibe liegt, jedoch von der Richtung des Phasenkodier- Gradientmagnetfeldes verschieden ist, wobei das Lese-Gradientmagnetfeld dem Statikmagnetfeld überlagert ist,
- Aussenden von Hochfrequenzimpulsen einschließlich eines selektiven Anregungsimpulses zum Anregen einer magnetischen Resonanz in der interessierenden Scheibe und zum Empfangen eines magnetischen Resonanzsignals, das auf einer magnetischen Resonanzerscheinung beruht, die durch die Hochfrequenzimpulse angeregt ist,
- Erfassen empfangener magnetischer Resonanzsignaldaten mittels einer Datenerfassungseinrichtung,
- Ansteuern der Scheiben-Gradientmagnetfeld-Erzeugung, der Phasenkodier-Gradientmagnetfeld-Erzeugung, der Lese-Gradientmagnetfeld-Erzeugung des Sendens der Hochfrequenzimpulse, des Empfangens des magnetischen Resonanzsignals und der Datenerfassungseinrichtung (11) mit einer Folgesteuereinrichtung (10) in einer vorbestimmten Sequenz, so daß die magnetische Resonanz angeregt wird, so oft ein durch die Amplitude des Phasenkodier-Gradientmagnetfeldes bestimmter Kodierschritt durchgeführt wird, und so daß die Datenerfassungseinrichtung (11) das magnetische Resonanzsignal, das auf der magnetischen Resonanz beruht, erfaßt, und
- Rekonstruieren eines magnetischen Resonanzbildes mit einer Bildrekonstruktionseinrichtung (12), die auf durch die Datenerfassungseinrichtung (11) erfaßte Daten anspricht,
dadurch gekennzeichnet, daß
- bei jeder Phasenkodierung ein positives Scheiben- Gradientmagnetfeld (Gs) und ein negatives Scheiben- Gradientmagnetfeld (Gs) angelegt und jeweils n magnetische Resonanzsignale S11, S12, . . . S1n bzw. S21, S22, . . . S2n erfaßt werden, und
- die Rekonstruktionseinrichtung (12) additiv die magnetischen Resonanzsignale kombiniert und dabei Bilddaten S1 = (S11+S21)/2, S2 = (S12+S22)/2, . . ., Sn = (S1n+S2n)/2 berechnet.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Folgesteuereinrichtung (10) entsprechend der Sequenz einer Spinverdrehungsmethode arbeitet.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Folgesteuereinrichtung (10) entsprechend der Sequenz einer modifizierten Carr- Purcell-Methode arbeitet.

4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Folgesteuereinrichtung (10) entsprechend der Sequenz einer Mehrscheiben-Methode arbeitet.

5. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Bildrekonstruktionseinrichtung (12) additiv der Bildrekonstruktion vorausgehende Daten kombiniert.

6. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Bildrekonstruktionseinrichtung (12) additiv der Bildrekonstruktion folgende Daten kombiniert.