DE3809791A1

DE3809791A1 - Verfahren und einrichtung zum durchfuehren von magnetresonanzuntersuchungen mit begrenztem volumen

Info

Publication number: DE3809791A1
Application number: DE3809791A
Authority: DE
Inventors: Joseph Granot
Original assignee: Elscint Ltd
Current assignee: Elscint Ltd
Priority date: 1987-03-27
Filing date: 1988-03-23
Publication date: 1988-10-13
Also published as: IL82029A0; IL82029A; US4855679A

Description

Die Erfindung bezieht sich auf die kernmagnetische Resonanzabbildung (MRI) und insbes. auf Verfahren zum räumlichen Begrenzen des interessierenden Volumens für die MRI. Als in diesem Zusammenhang interessierende Anmeldungen der Anmelderin wird auf die israelische Anmeldung 78 240, angemeldet am 24. März 1986, auf die US-Anmeldung 6 52 462, angemeldet am 20. September 1984 und auf die israelische Anmeldung 76 398, angemeldet am 13. September 1985 hingewiesen.

Die Technik der chemischen Verschiebespektroskopie mit Kernmagnetresonanz (NMR) ist verhältnismäßig lange Zeit in Anwendung. Im Jahre 1973 hat P. C. Lauterbur in einem in Nature (London) 242, Seiten 89/90 veröffentlichten Aufsatz auf die Verwendung von Feldgradienten zur Bestimmung der Quellenlage von Signalen mit freiem Induktionsabfall (FID) hingewiesen, die bei Kernmagnetresonanz-Versuchen erhalten worden sind. Die Kenntnis der Quelle der FID-Signale ermöglicht, daß die durch Magnetresonanz erfaßten Daten verwendet werden, um Innenabbildungen des Gegenstandes zu rekonstruieren, der in ein starkes Magnetfeld gebracht wird.

Es ist seit langem bekannt, daß dann, wenn Atomkerne, die keine magnetischen Momente besitzen, in ein starkes statisches Magnetfeld gebracht werden, diese Kerne (Spine) eine Präzessionsbewegung um die Achse des Feldes mit der Larmor-Frequenz ausführen, die durch die Gleichung gegeben ist:

f = γ · B₀/2π

wobei

γ= ein gyromagnetisches Verhältnis, das für jedes NMR-Isotop, das ein nutzbares magnetisches Moment besitzt, konstant ist,B₀= die Stärke des magnetischen Feldes, π= die Konstante 3,1416 . . .

Bekanntermaßen wird bei der Magnetresonanzabbildung (MRI) ein verhältnismäßig starkes statisches Magnetfeld mit einer gegebenen Richtung, die mit der Z-Achse des kartesischen Koordinatensystems ausgerichtet ist, verwendet. Das starke statische Magnetfeld bewirkt, daß die Kerne oder "Spine" bestimmter Elemente, z. B. von Wasserstoff, sich mit dem Feld ausrichten. Infolgedessen werden HF-Impulse mit ausreichend hoher Amplitude und/oder großer Zeitdauer aufgegeben, um die ausgerichteten "Spine" zu stören oder zu kippen. Die Rotationsfrequenz der HF-Präzission und die Frequenz der HF-Impulse ist die vorerwähnte Larmor-Frequenz.

Nach Beendigung des HF-Impulses tendieren die rotierten Spine dazu, sich mit dem statischen Magnetfeld erneut auszurichten. Die Präzession der Querkomponente im Magnetfeld erzeugt HF-Signale, die ebenfalls eine Larmor-Frequenz haben. Diese Signale sind als Signale mit freiem Induktionsabfall (FID) bekannt. Es sind diese Signale, die empfangen werden, um eine Information in bezug auf die Spindichte des Elementes zu erzielen, deren Spine durch den HF-Impuls in Drehung versetzt worden sind. Die Spindichteinformation wird zur Bilddarstellung verwendet.

Es gibt eine Reihe von unterschiedlichen Methoden, die zur Erzielung der FID-Signale angewendet werden. Eine dieser Methoden, und vielleicht die derzeit bekannteste, ist die Spinechomethode, die weitgehend bekannt ist und deshalb nicht näher erörtert wird.

Bei der Bilddarstellung sind die Wissenschaftler stets bestrebt, einerseits die räumliche Auflösung zu verbessern und andererseits die Zeitdauer zu verringern, die erforderlich ist, um das Bild darzustellen. Hierbei handelt es sich um einenander widersprechende Forderungen, da eine Verringerung der Zeitdauer im allgemeinen eine Verringerung der Auflösung mit sich bringt und das Signal-Geräusch-Verhältnis nachteilig beeinflußt. Eine Methode zur Verringerung der Zeitdauer bei gleichzeitiger Aufrechterhaltung der gleichen Auflösung und/oder des gleichen Signal-Geräusch-Verhältnisses, oder eine Methode zur Erhöhung der Auflösung bei gleichzeitiger Bilddarstellung während der gleichen Zeitperiode ist deshalb gefragt. Bei der Magnetresonanz-Abbildung bringt eine Erhöhung der Zeitdauer für die Erfassung eines Bildes keine Gefahr für den Patienten, weil keine gefährliche Strahlung verwendet wird; da Komfort des Patienten und Durchsatzgeschwindigkeit wichtige Überlegungen sind, die sowohl die Bildqualität als auch die Wirtschaftlichkeit des Systems beeinflussen, sind Kliniker und Bilddarstellungs-Spezialisten stets daran interessiert, die für die Erfassung von Bildern erforderliche Zeitdauer zu verringern. In manchen Fällen kann die eingesparte Zeit verwendet werden, um mehrere Bilder der gleichen Scheibe einzusammeln und im Anschluß daran die verschiedenen Bilder zu mitteln, um das Signal-Geräusch-Verhältnis zu verbessern.

Ein weiteres Ziel der Bilddarstellungs-Spezialisten ist, während der Erfassungsstufe zu zoomen. Mit anderen Worten heißt dies, daß es während des Abbildungsvorganges, wenn ein bestimmter Teil des Körpers ein interessierendes Symptom zeigt, oft erwünscht ist, auf dieses Symptom zu zoomen und damit die Betrachtung auf dieses Symptom unter Ausschluß anderer Daten zu fokussieren. Dies wurde bisher häufig bei MRI-Systemen durch einen Computerschritt nach der Erfassung der Daten erreicht, insbes. wenn die Abbildung innerhalb eines bestimmten Zeitrahmens erreicht werden sollte. Durch eine derartige Manipulierung der Daten kann jedoch keine Verbesserung der räumlichen Auflösung erzielt werden. Die dritte der oben erwähnten Patentanmeldungen ergibt ein Verfahren zum Zoomen während der Erfassung von Daten an. Ein derartiges Zoomen kann die Auflösung des Teiles der Bilddarstellung erhöhen, auf den in natürlicher Weise fokussiert worden ist.

Ein Problem, das beim Zoomen während der Erfassung von Daten auftritt, besteht darin, daß "aliasierende" Artefakte, die durch Unterprüfung verursacht werden, erzeugt werden können, wenn die Anzahl von codierenden Zyklen nicht in Verbindung mit einer proportionalen Zunahme der gesammten Erfassungsdauer erhöht wird. Die Beziehungen zwischen dem Betrachtungsfeld der Auflösung und der Datenerfassungsdauer sind wie folgt:

Die Größe der volumetrischen Erfassungsmatrix ist

n _x · n _y · n _z

wobei n _x, n _y und n _z die Größen der Matrix längs der X-, Y- und Z-Achse bezeichnen.

Das Volumen eines Voxels beträgt

V = l _x · l _y · l _z,

wobei l _x, l _y und l _z die Dimension längs der X-, Y- und Z-Achse sind.

Das Betrachtungsfeld FOV ist FOV = li · ni, wobei i = x, y, z.

Die Auflösung L bei Voxel n ist L = n _i /FOV.

Die Datenerfassungsdauer Ta beträgt Ta = TR · n _x · n _y (unter der Annahme einer Phasencodierung längs der X- und Y-Achsen), wobei TR die Wiederholungsdauer ist.

Eine Begrenzung des Betrachtungsfeldes erhöht die Auflösung mit einer festen Erfassungsmatrix. In ähnlicher Weise verringert die Begrenzung des Betrachtungsfeldes mit einer festen Auflösung die Erfassungsdauer.

Die Lokalisierung des interessierenden Volumens ist in kritischer Weise entscheidend für medizinische, diagnostische Anwendungsfälle der Magnetresonanz-Spektroskopie (MRS) und ist nützlich für die Magnetresonanz-Abbildung (MRI). Die Auswahl eines kubischen Volumens wurde bisher durch eine Vielzahl von Techniken und Systemen erreicht. Beispielsweise umfaßt die Anwendung von HF-Impulsfolgen drei aufeinanderfolgende spezielle HF-Impulse, deren jeder in der Folge eines anderen der drei orthogonalen Gradienten zur Auswahl eines gewünschten kubischen Volumens verwendet werden kann.

Die Verwendung von Impulsfolgen, z. B. von 90°, 180° und 180° wurde von R. E. Gordon et al in einem Bericht mit dem Titel "Volume Selection for High Resolution NMR Studies" in "Procesdings of the SMRM Third Annual Meeting", 1984, Seiten 272 ff erläutert.

Eine Impulsfolge für räumliche Lokalisierung unter Verwendung eines zusammengesetzten Impulses, z. B. selektiven 45°, nichtselektiven 90° und selektiven 45°, wobei der zusammengesetzte Impuls dreimal aufgegeben wurde, jedesmal mit einem der drei orthogonalen Gradienten, wurde in einem Aufsatz mit dem Titel "A Selective Volume Method for Performing Localized NMR Spectroscopy" von W. P. Aue et al in "Journal of Magnetic Resonance", Band 56, Seiten 350 ff beschrieben. Das Verfahren nach diesem Aufsatz ist Gegenstand der US-PS 44 80 228.

Eine Impulsfolge für räumliche Lokalisierung in der Spektroskopie unter Verwendung von Kombinationen von drei selektiven 180°-Impulsen und einem nichtselektiven 90°-Impuls ist in einem Aufsatz mit dem Titel "Image-Selected in Vivo Spectroscopy (ISIS). A New Technique for Satially Selective NMR Spectroscopy" von R. J. Ordidge et al in "Journal of Magnetic Resonance", Band 66, Seiten 283-294 (1986) beschrieben.

Eine andere Impulsfolge für eine räumliche Lokalisierung der Spektroskopie ist in einem Aufsatz mit dem Titel "H MR Spatially Resolved Spectroscopy of Human Tissues in Situ" von P. R. Luyten et al, veröffentlicht in "Magnetic Resonance Imaging", Band 4, Seiten 237-239 (1986) beschrieben.

Eine weitere Impulsfolge für die Volumenauswahl in der Magnetresonanz-Spektroskopie ist Gegenstand eines Aufsatzes mit dem Titel "Spatial and Chemical - Shift-Encoded Excitation. SPACE, a New Technique for Volume-Selected NMR Spectroscopy" von D. M. Doddrell et al, veröffentlicht in "Journal of Magnetic Resonance, Band 68, Seiten 367-372 (1986).

Die bekannten Impulsfolgevorgänge mit selektiven 90°-180°-180° und den nichtselektiven 90°-180° und selektiven 90° zur räumlichen Lokalisierung der empfangenen NMR-Signale ergeben Signale, die stark von den T₂ Erholungszeiten der Spine abhängen. Diese Abhängigkeit von den T₂ Erholungszeiten macht es schwierig, Signale mit kurzen T₂ Erholungszeiten anzuzeigen.

Die von Aue et al vorgeschlagene Methode, d. h. die Impulsfolge mit selektiven 45°, nichtselektiven 90° und selektiven 45°, ermöglicht eine sehr hohe HF-Energie und hat den Nachteil von außerhalb der Resonanz liegenden Präzissionseinflüssen (siehe Aufsatz von Doddrell et al), die während der zusammengesetzten Impulsübertragung auftreten. Diese Effekte beeinflussen das Signal-Geräusch-Verhältnis (SNR) nachteilig.

Die von Ordidge et al vorgeschlagene Methode ist empfindlich gegenüber Subtraktionsgeräusch und erfordert eine extrem genaue Magnetfeldstabilität, um die exakte Löschung von Signalen sicherzustellen, die aus Spinen erhalten werden, welche nicht in dem interessierenden Volumen (VOI) liegen. Ferner können Probleme in bezug auf die Instrumentierung auftreten, die der wirksamen Anzeige schwacher Signale entgegenwirken.

Das Verfahren nach Doddrell et al benötigt einen relativ hohen Leistungsbedarf und hat ein verhältnismäßig hohes "Subtraktionsgeräusch".

Das Verfahren nach der oben erwähnten zweiten Patentanmeldung hat einen niedrigen Leistungsbedarf und eine T₂-Abhängigkeit, verwendet aber die Signale von simulierten Echos im Vergleich zu Signalen eines vollen Echos.

Ziel der Erfindung ist somit, ein Verfahren und ein System (bzw. eine Einrichtung) zur Durchführung von Magnetresonanzuntersuchungen mit begrenzten Volumen zu schaffen, das eine vollständige Echofolge verwendet, um Daten aus ausgewählten Volumen zur Verwendung in der Spektroskopie oder bei der Bilddarstellung zu gewinnen, die nicht in hohem Maße von T₂ abhängig sind, die den HF-Impuls-Leistungsbedarf und die Empfindlichkeit gegenüber Subtraktionsgeräuschen effektiv begrenzen, und die ferner die Erfassung von Signalen auf das ausgewählte interessierende Volumen wirksam beschränken. Ferner ist Ziel der Erfindung, MR-Bilddarstellungen aus begrenzten Volumen mit Hilfe von räumlich lokalisierten Signalen unter Verwendung von ausgewählten Vor-Inversionsimpulsen als Teil des Verfahrens der Volumenauswahl zu schaffen.

Gemäß der Erfindung wird ein Verfahren zum Durchführen von MR-Untersuchungen mit begrenztem Volumen vorgeschlagen, das dadurch gekennzeichnet ist, daß
Spine in einem Prüfling dadurch ausgerichtet werden, daß der Prüfling in einem homogenen statischen Magnetfeld positioniert wird, um aus NMR abgeleitete Daten von dem Prüfling zu gewinnen,
eine erste Grundabtastfolge durchgeführt wird, bei der der Prüfling mit einem ersten HF-Impuls bei Vorhandensein eines ersten Magnetgradienten so bestrahlt wird, daß die ausgerichteten Spine in einer planen Scheibe des Prüflings invertiert werden und
eine modifizierte Spin-Echofolge aufgegeben wird, um einen ausgewählten Streifen mit einem Teilstreifen zu erzielen, wobei die Spine um 180° gegenüber den Spinen im übrigen Teil des ausgewählten Streifens phasenverschoben sind, und wobei der Teilstreifen Teil der planen Scheibe ist,
eine zweite Grundabtastfolge aufgegeben wird, durch die die modifizierte Spin-Echofolge aufgegeben wird, um den Streifen ohne den Teilstreifen zu erhalten, und
die Streifen der ersten und zweiten modifizierten Spin-Echofolgen kombiniert werden, um nur den Teilstreifen zu erhalten.

Mit der Erfindung werden ferner unerwünschte FID-Signale und Echo-Signale eliminiert oder unterdrückt.

In weiterer Ausgestaltung der Erfindung werden Auswählgradienten verwendet, die sich über den ersten HF-Impuls hinaus erstrecken und die vor dem zweiten HF-Impuls beginnen, um eine Kohärenz zu stören, oder es werden Spoilergradienten in dem Zeitintervall zwischen den zweiten und dritten HF-Impulsen aufgegeben. Diese Gradienten können längs der X- und/oder Y- und/oder Z-Achse aufgegeben werden.

Des weiteren sieht die Erfindung das Aufgeben eines gesonderten Gradienten-Impulses längs der Betrachtungsachse nach dem Aufgeben des zweiten HF-Impulses für die Phasenverschiebung vor. Auch kann ein Codiergradient aufgegeben werden, wenn eine zweidimensionale Projektion der dreidimensionalen Scheibe abgebildet werden soll; weiterhin können zwei Codiergradienten längs zweier Achsen aufgegeben werden, wenn eine dreidimensionale Projektion der dreidimensionalen Scheibe abgebildet werden soll.

Ein weiteres Merkmal der Erfindung sieht das Aufgeben des Codiergradienten oder der Gradienten und/oder das Aufgeben des Phasenverschiebungsgradienten längs der Betrachtungsachse zwischen den ersten und zweiten HF-Impulsen oder zwischen dem dritten HF-Impuls oder dem Betrachtungsgradienten-Impuls vor.

Es wird mit vorliegender Erfindung ferner vorgeschlagen, daß sowohl die Position als auch die Größe des Volumens auf einfache Weise dadurch ausgewählt werden kann, daß eine entsprechende Frequenz und/oder Bandbreite der drei HF-Impulse zusammen mit der Steuerung der Stärke der Auswählgradienten ausgewählt wird. Die Wahl erfolgt nach folgenden Gleichungen:

Scheibenpositionx = 2fΔ f₀/Gx und Scheibenbreitex = 2πΔ F/Gx

wobei

x= die Lage längs der X-Achse (kann auch die Y- oder die Z-Achse sein),f₀= eine Versetzungsfrequenz (die der Larmor-Frequenz hinzugefügt wird), F= Bandbreite des HF-Impulses.

Schließlich wird mit vorliegender Erfindung vorgeschlagen, daß das selektive Inversionsverfahren die gleichzeitige Erfassung von Daten aus mehrfach lokalisierten Volumen unter Verwendung von Verfahren nach der israelischen Patentanmeldung 76 009 von 2. 8. 1985 angewandt werden.

Nachstehend wird die Erfindung in Verbindung mit der Zeichnung anhand eines Ausführungsbeispieles erläutert. Es zeigt:

Fig. 1 ein Blockschaltbild eines typischen NMR-Datenerfassungssystems,

Fig. 2 zwei HF-Impuls-Grundabtastfolgen, die die vollständige Abtastfolge enthalten, welche zur Erzielung der Abbildungsdaten aus einem begrenzten Volumen nach der Erfindung verwendet wird,

Fig. 3 eine Bildfolge, die ein ausgewähltes, interessierendes Volumen in einem ausgewählten Streifen in einer ausgewählten Scheibe eines Prüflings unter Verwendung der beiden Grundabtastfolgen nach Fig. 2 verwendet, und

Fig. 4 graphisch die FID-Signale und Echos, die normalerweise durch drei Impulsfolgen erzeugt werden.

Fig. 1 zeigt mit 11 ein Blockschaltbild eines Invivo-Magnet resonanz-Datenerfassungssystemes, das einen Magneten 12 zur Erzeugung eines hohen statischen Magnetfeldes aufweist. Der Magnet ist in seinen Dimensionen so ausgelegt, daß er eine Öffnung besitzt, die in ein Patient 14 paßt. Das Magnetfeld wird durch einen Magnetfeldgenerator erzeugt, der als Block Ho mit 13 bezeichnet ist. Die NF-Magnetimpulse werden durch den HF-Generator 16 erzeugt. Die Impulse werden durch einen Modulator 17 geformt. Die Form der Impulse kann eine Gauss'-sche oder Sinc'sche Form haben, wie sie durch den Modulatorfrequenzgenerator 18 festgelegt wird. Die geformten Impulse wirken bei Vorhandensein eines selektiven Gradienten in der Weise, daß die Fläche des Prüflings, die durch den HF-Impuls beaufschlagt wird, begrenzt wird.

Das modulierte HF-Impulssignal wird auf Körperspulen im Magneten übertragen, die nicht dargestellt sind. Die Spulen können auch Oberflächenspulen oder Kopfspulen sein. Die HF-Impulse werden bei Vorliegen von Gradienten, z. B. X-, Y- oder Z-Gradienten aufgegeben, die durch Gradientengeneratoren 19, 21 oder 22 erzeugt werden. Der erste HF-Impuls P₁ (Fig. 2, 4) ist ein invertierender Impuls, d. h. ein 180°-Impuls, der von dem Überträger 20 bei Vorhandensein eines Gradienten-Impulses GY (Fig. 2) übertragen wird, um die ausgerichteten Spine in einem ausgewählten ebenen Abschnitt I (Fig. 3) des Volumens des Patienten 14 zu invertieren, der untersucht werden soll. Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist der erste HF-Impuls ein zusammengesetzter invertierender Impuls. Die zusammengesetzen Impulse sind weniger empfindlich gegen Offseteffekte.

Zu einem bestimmten Zeitpunkt, z. B. t₁ nach Aufgeben des ersten HF-Impulses P₁ wird der zweite HF-Impuls P₂, ein 90°-Impuls, aufgegeben. Der zweite HF-Impuls ist vorzugsweise ebenfalls geformt. Er wird bei Vorhandensein eines Magnetfeldgradienten aufgegeben, der senkrecht auf dem Gradienten steht, welcher während des Aufgebens des ersten Impulses P₁ aufgegeben worden ist. Beispielsweise wird der Gradient Gx, der von dem Gradientengenerator 19 erzeugt wird, aufgehoben. Der 90°-Impuls kippt bei Vorhandensein des magnetischen Gradienten in der Y-Richtung die Spine in einer Scheibe II um 90°. Die Scheibe II weist einen Streifen III auf, der Teil der Scheibe I ist, in der die Spine nun um 180° gegenüber den übrigen Spinen in der Scheibe II phasenverschoben sind. Somit kippt der erste HF-Impulse P₁ die ausgerichteten Spine in der Scheibe I um 180°. Der zweite HF-Impuls P₂ kippt die Spine in der Scheibe II um 90°. Da die Spine im Streifen III vorher invertiert waren, wenn sie ebenfalls um 90° gekippt werden, bleiben sie in bezug auf die vorher nichtinvertierten Spine invertiert.

Zu einem bestimmten Zeitpunkt, z. B. t₂ (Fig. 4) nach Aufgeben des zweiten HF-Impulses P₂ wird ein dritter HF-Impuls P₃ aufgegeben. Der Impuls P₃ ist ein zweiter 180°-Impuls, der vorzugsweise ebenfalls geformt ist. Der dritte HF-Impuls P₃ wird bei Vorhandensein des Gradientenimpulses Gx aufgegeben, der von dem Gradientengenerator 19 senkrecht zu den anderen beiden Gradientenimpulsen erzeugt wird. Der dritte HF-Impuls erregt die Spine und ergibt Echos aus einem Streifen, der mit IV bezeichnet ist. Die Erregung der Spine im Streifen IV schließt die Spine des Teilstreifens V ein. Der Teilstreifen V ist das interessierende Volumen VOI. Es ist der Streifen, der durch die Schnittstelle der Streifen III und IV gebildet wird. Somit definiert die Verbindung von Streifen III und IV das Volumen V.

Die empfangenen Signale werden durch Empfängerspulen im Magneten (nicht dargestellt) angezeigt. Die Empfängerspulen und die Senderspulen können die gleichen sein. Das empfangene Signal wird von dem Empfänger 23 aufgenommen und durch den Demodulator 24 demoduliert. Das demodulierte Signal wird verstärkt und in der Analog/Digital-Verarbeitungseinheit 26 verarbeitet, um Frequendaten zu erhalten, die mit 27 bezeichnet sind. Die Frequenzdaten werden durch einen Fourier-Transformationsoperator 28 in Zeitdaten 29 umgewandelt. Die Zeitdaten werden im Bildprozessor 31 verarbeitet, um das Bild für die Sichtanzeigeeinheit 32 zu erzeugen. Der gesamt Vorgang wird durch den Prozessor 33 überwacht und gesteuert.

Die Impulsfolgen sind in Fig. 2 dargestellt. Der erste geformte HF-Impuls P₁ wird bei Vorhandensein eines Y-Gradienten 36 aufgegeben. Dieser selektive Impuls bewirkt eine Vor-Inversion der Spine in der ausgewählten Scheibe I (Fig. 3a). Die Scheibe I liegt in oder parallel zur XY-Ebene, wie durch das angezeigte Koordinatensystem nach Fig. 3(g) dargestellt.

Nach einer Zeitdauer t₁ wird der zweite geformte HF-Impuls P₂ aufgegeben. Bei einer bevorzugten Ausführungsform hat er eine ausreichende Zeitlänge, um die HF-Spine in einem ausgewählten Prüfling um 90° zu drehen. Der Impuls P₂ wird bei Vorhandensein eines Z-Gradienten 37 aufgegeben, so daß nur die Spine in der Scheibe II im Patienten beeinflußt werden. Die Scheibe II liegt in oder parallel zu der XY-Ebene.

Zu einem Zeitpunkt t₂ nach Aufgaben des Impulses P₂ wird ein dritter, geformter HF-Impuls P₃ bei vorhandensein eines X-Gradienten 38 aufgegeben, um die Spine in dem Streifen IV selektiv zu erregen, der in der YZ-Ebene oder parallel zu dieser Ebene liegt. Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird ein "Spoiler"-Gradientenimpuls 38′ zwischen den HF-Impulsen P₁ und P₂ verwendet.

Das Aufgeben der drei HF-Impulse und der drei Gradienten in der vorbeschriebenen Weise wählt den Streifen IV aus. Größe und Lage des Volumens wird durch den Prozessor 33 gesteuert, der die charakteristischen Eigenschaften der Gradienten und der Amplitude, Dauer und Frequenz der Impulse steuert. Zu einem Zeitpunkt t₂ nach Aufgeben des Impulses P₃ wird das Echosignal E₂₃ bei Vorhandensein eines Betrachtungs-Gradienten 39 empfangen.

Bei einer bevorzugten Ausführungsform weist der zweite Gradienten-Impuls 37 nach Fig. 2 einen negativen Teil 38 auf, der aufgegeben wird, nachdem der zugeordnete HF-Impuls beendet ist. Der negative Teil 38 erstreckt sich über etwa die Hälfte des Bereiches des positiven Teiles des Gradientenimpulses 37 und wird zum Refokussieren der Spine verwendet.

Der dritte Gradienten-Impuls hat ferner einen negativen Teil 39, der aufgegeben wird, nachdem der dritte HF-Impuls beendet ist. Der negative Teil erstreck sich etwas über die Hälfte des Bereiches des positiven Teiles des gleichen Impulses.

Der Spoiler-Gradientenimpuls 38′ und/oder die Phasenverschiebungsimpulse 39, 40, die dem Gradienten 36 zugeordnet sind, und die Phasenverschiebungsimpulse 41, 42, die dem Gradientenimpuls 37 zugeordnet sind, sind in den Zeitintervallen zwischen den Impulsen P₁ und P₂ und unmittelbar vor oder nach dem dritten HF-Impuls P₃ aufgegeben dargestellt, um eine Kohärenz zu stören.

Ein Phasen-Codiergradient ist in Fig. 2 als zwischen den Impulsen P₂ und P₃ der ersten Folge längs der Y-Achse aufgegeben dargestellt. Ein einzelner Phasen-Codiergradient, wie z. B. mit 43 der dargestellt, ergibt ein zweidimensionales Projektionsbild des ausgewählten Volumens. Das Aufgeben eines zweiten Phasen-Codierelementes würde eine dreidimensionale Projektionsbilddarstellung des ausgewählten Volumens ergeben.

Die zweite Grundabtastfolge nach Fig. 2 ist die modifizierte Spin-Echofolge, die in der ersten Grundabtastfolge verwendet worden ist, mit der Ausnahme, daß der selektive Vor-Inversionsimpuls (RF) nicht verwendet wird. Somit beginnt die zweite Abtastfolge nach Fig. 2 mit einem Gy-Gradientenimpuls 51. Der Impuls 51 ist der gleiche wie der Gradientenimpuls 37 der ersten Abtastfolge. Der Gradientenimpuls 41 wird sogar bei Fehlen des Inversionsimpulses P₁ verwendet, weil alle Vorgänge durchgeführt werden, um sicherzustellen, daß die Streifen, die durch die Abtastungen erhalten werden, identisch sind (mit Ausnahme der Inversion des Impulses P₁), um dadurch Subtraktionsfehler so gering wie möglich zu halten. Beispielsweise werden Wirbelströme durch Gradienten erzeugt; wenn deshalb die erste Grundfolge einen Gradienten besitzt, der nicht in der zweiten Grundlage festgestellt werden kann, werden Wirbelstromeffekte auftreten, die nicht behoben werden, wenn die Resultate der ersten und zweiten Grundfrequenzen miteinander kombiniert werden.

Anschließend wird ein HF-Impuls P₂ bei Vorhandensein des Gz-Gradientenimpulses 52 übertragen. Der Impuls 52 besitzt einen negativen Teil 53 ähnlich dem negativen Teil 38 des Gradientenimpulses 37 der ersten Abtastfolge.

Wie in der ersten Abtastfolge werden Phasen-Codierungsimpulse 54 aufgegeben. Ein Spoiler-Gradientenimpuls 56 wird gleichzeitig aufgegeben. Dann wird der HF-Impuls P _3′ während des Aufgebens des X-Gradientenimpulses 57 aufgegeben. Während des Empfangs des Echos wird der Betrachtungs-Gradientenimpuls 58 aufgegeben. Andere Spoiler- und Phasenverschiebungsimpulse 56, 59, 61 und 62, 63 werden zwischen Impulsen P _1′ und P _2′ und auf beiden Seiten des HF-Impulses P _3′ aufgegeben. Zusätzlich ahmen die Gradientenimpulse die erste Folge in ihren Amplituden und in ihrem Zeitverhalten nach. So erstreckt sich der Impuls 52 vor dem Impuls P _2′ und der Impuls 57 zu beiden Seiten des Impulses P _3′. Der Impuls 51 erstreckt sich hinter der Position des fehlenden Vor-Inversionsimpulses P _1′.

Die Effekte der zweiten Abtastfolge sind in den Fig. 3d-3f gezeigt. Fig. 3d zeigt das Volumen des Prüflings in dem hohen statischen Feld, wobei die Spine ausgerichtet sind und keine Vor-Invasion haben. Fig. 3c zeigt die Scheibe II, die in Abhängigkeit von dem selektiven Impulse P _2′ ohne vor-invertierten Streifen anspricht. Fig. 3d zeigt den Streifen IV′, der auf den selektiven Impuls P _3′ ansprechend erhalten wird. Es ist kein Streifen V′ vorhanden. Durch Kombinieren der Streifen IV und IV′, z. B. durch komplexe Substraktionen, ergibt sich ausschließlich das Zweifache der Signale des Streifens V (des gewünschten Interessierenden Volumens).

Eine Methode zur Durchführung des "Mehrfach-Volumenbetriebes" besteht darin, die volle Folge mehrere Male während des Wiederholungs-Zeitintervalles aufzugeben. Jede Wiederholung wählt ein unterschiedliches Volumen irgendwo innerhalb des zu betrachtenden Organs. Die einzige Beschränkung zur Vermeidung einer Signalsättigung besteht darin, daß keine zwei Volumen eine gemeinsame Ebene teilen.

Ein wirksamer Weg zur Erzielung eines "Mehrfachvolumen-Erfassungsbetriebes" besteht darin, n Vor-Inversionsimpulse vor P ₂ aufzugeben, und zwar jeweils einen mit einer unterschiedlichen Offset-Frequenz, um die Spine von n Scheiben innerhalb des Prüflings zu invertieren. Eine entsprechende Wahl der Offset-Frequenzen P ₂ und P ₃ bestimmt die Endpositionen der n interessierenden Volumina. Zur Vermeidung einer Signalsättigung muß darauf geachtet werden, daß keine zwei ausgewählten Volumen eine gemeinsame Ebene teilen.

Das System kann auch für eine dreidimensionale Bilddarstellung verwendet werden, indem ein zweiter Phasen-Codiergradientenimpuls längs einer anderen Achse verwendet wird.

Die Forderung nach einem Minimum von zwei Erfassungen kann als Nachteil angesehen werden, wenn das System, das zum Lokalisieren der Bilddarstellung beschrieben wurde, angewendet wird. Da in der Praxis jedoch das Betrachtungsfeld klein im Verhältnis zu der Größe des interessierenden Volumens sein kann, kann eine Signalmitteilung zur Verbesserung des Signal-Geräusch-Verhältnisses notwendig werden. Eine lokalisierte In-Vivo-Spektroskopie macht üblicherweise auch eine Signalmittelung erforderlich. Für ein maximales Signal-Geräusch-Verhältnis aus dem interessierenden Volumen ist es erforderlich, daß t₁ « T₁ und t₂ « T₂ ist, wobei t₁ und t₂ die Zeitintervalle zwischen P ₁ und P ₂ und zwischen P ₂ und P ₃ sind. Es ist jedoch zu berücksichtigen, daß dann, wenn diese Bedingungen nicht zutreffen, das einzige Ergebnis ein bestimmter Empfindlichkeitsverlust wird, nicht aber eine Störung des Signales aus dem interessierenden Volumen durch Signale von außerhalb des interessierenden Volumens. Bei Spektroskopie-Anwendungen können zeitabhängige Magnetfelder, die durch Wirbelströme verursacht werden, welche in der Magnetbohrung durch die Schaltgradienten induziert werden, eine Störung des spektralen Auflösungsvermögens mit sich bringen. Dieser Einfluß kann durch Verlängerung von t₂ auf ein Minimum gebracht werden, um eine größere Verzögerung zwischen der Erzeugung und der Signalanzeige einzuführen (jedoch mit auftretender stärkerer Abhängigkeit der Signalstärke von der T₂-Entspannung).

Unter Bedingungen nichtidealer HF-Impulse oder inhomogener HF-Felder, wie sie beispielsweise bei Ganzkörper-MRI angetroffen werden, insbes. wenn Oberflächenspulen verwendet werden, ist darauf zu achten, daß unerwünschte Signale, die erzeugt worden sein können, unterdrückt werden. Derartige fehlerhafte Signale können die FID-Signale mit einschließen, die auf die HF-Impulse (FID₁, FID₂, FID₃), die zwei Impuls-Echos E₁₂ und E₁₃, und die regulären (E₁₂₃) und stimulierten (STE) Echos, die von den drei Impulsen P ₁, P ₂ und P ₃ erzeugt worden sind, folgen.

Eine Eliminierung der unerwünschten Signale kann, wie beschrieben, mit Hilfe von "Spoiler"Gradienten erreicht werden, auch kann eine Phasenzyklus-Schaltung verwendet werden. So wird z. B. die Ausdehnung des Auswählgradienten von P ₁ nach P ₂ oder die von P ₂ vor P ₂ jede durch P ₁ erzeugte Kohärenz außer Phase bringen. Dies dient auch der Verhinderung der Bildung E₁₂, E₁₃ und E₁₂₃. Eine symmetrische Ausdehnung des Auswählgradienten von P ₃ über P ₃ hinaus wie auch zusätzlicher Falsch-Gradienten längs der anderen Achsen, die vor oder nach P ₃ gesetzt werden, eliminiert oder unterdrückt DID₂, FID₃ und das stimulierte Echo. Eine abwechselnde Inversion der Phase von P ₁ und Summierung der erfaßten Signale (nach P ₃) eliminiert E₁₂, E₁₃, E₁₂₃ und das stimulierte Echo. Eine abwechselnde Inversion der Phase P ₂ und abwechselnde Addition/Subtraktion der angezeigten Signale eliminiert E₁₂, E₁₃, E₁₂₃ und FID₃. Ein vierstufiger Phasenzyklus mit Phaseninversionen sowohl von P ₁ als auch P ₂ eliminiert im wesentlichen alle unerwünschten Signale.

Damit wird ein System zur Erfassung von im Volumen begrenzten Abbildungsdaten beschrieben, bei dem die Abhängigkeit von der T₂-Erholungsdauer reduziert wird. Die HF-Energie, die während der bezeichneten Folge aufgegeben wird, ist wesentlich geringer als die, die bei der Verwendung der normalen Spin-Echofolge erforderlich war. Die vorbeschriebene Technik ergibt eine besondere zweckmäßige räumliche Lokalisierung für MRI sowie einen dominierenden T₁-Kontrast in der Bilddarstellung verglichen mit dem dominierenden T₂-Kontrast der regulären Spin-Echobilddarstellungen.

Claims

1. Verfahren zum Durchführen von Magnetresonanz (MR)-Untersuchungen mit begrenztem Volumen, dadurch gekennzeichnet, daß

a) Spine in einem Körper dadurch ausgerichtet, daß der Körper in ein starkes Magnetfeld gebracht wird,
b) eine erste Grundabtastfolge benutzt wird, die umfaßt
- b1) das Bestrahlen des Körpers mit einem ersten HF-Impuls bei Vorhandensein eines ersten magnetischen Gradienten, um die ausgerichteten Spine in einem ersten ausgewählten Volumen des Körpers zu invertieren,
- b2) das Bestrahlen des Körpers mit einem zweiten HF-Impuls bei Vorhandensein eines zweiten magnetischen Gradienten senkrecht zum ersten magnetischen Gradienten, um die ausgerichteten Spine in eine Querebene in einer ausgewählten Scheibe des ausgewählten Volumens zu kippen,
- b3) das Bestrahlen des Körpers mit einem dritten HF-Impuls bei Vorhandensein eines dritten magnetischen Gradienten senkrecht zu dem ersten und zweiten magnetischen Gradienten, um Signale aus einem ausgewählten Streifen der ausgewählten Scheibe zu erhalten,
c) eine zweite Grundabtastfolge benutzt wird, die die Schritte der ersten Grundabtastfolge ohne den ersten HF-Impuls umfaßt, und
d) die Signale der ersten und zweiten Grundabtastfolgen kombiniert werden, um Daten aus einem ausgewählten, interessierenden Volumen zu erhalten.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die ersten und dritten HF-Impulse 180°-Impulse sind, der zweite HF-Impuls ein 90°-Impuls ist, und die erhaltenen Signale Echosignale sind.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der erste Impuls ein zusammengesetzter invertierender Impuls ist.

4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die ersten und zweiten Grundabtastfolgen Phasencodiergradienten-Impulse aufweisen, um die Erzielung eines zweidimensionalen Bildes zu erreichen.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Phasencodiergradienten längs der Achse des ersten magnetischen Gradienten verlaufen.

6. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die ersten und zweiten Grundabtastfolgen jeweils zwei Sätze von Codiergradienten-Impulsen umfassen, um die Erzielung eines dreidimensionalen Bildes zu ermöglichen.

7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß ein erster Satz der beiden Sätze von Codiergradienten-Impulsen läng der Achse des ersten Magnetgradienten-Impulses verläuft, und daß der zweite Satz der beiden Sätze von Codiergradienten-Impulsen längs der Achse des zweiten Magnetgradienten-Impulses verläuft.

8. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß in den Grundabtastfolgen Spoiler- und Phasenverschiebungs-Impulse in den Grundabtastfolgen aufgegeben werden.

9. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß Spoilergradienten-Impulse zwischen den ersten und zweiten HF-Impulsen aufgegeben werden.

10. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zur Eliminierung unerwünschter Signale asymetrische Gradientenimpulse verwendet werden.

11. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß n erste HF-Impulse vor dem Aufgeben des zweiten HF-Impulses aufgegeben werden, wobei jeder der n ersten Impulse eine unterschiedliche Offset-Frequenz zur Erzielung von Signalen aus einer Vielzahl von ausgewählten interessierenden Volumen besitzt.

12. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß nur die zweite Grundabtastfolge verwendet wird, um Signale aus einem ausgewählten Streifen zu erzielen.

13. Einrichtung zum Durchführen von Magnetresonanz (MR)-Untersuchungen mit begrenztem Volumen, gekennzeichnet durch

a) eine Vorrichtung zur Ausrichtung der Spine in einem Körper bzw. Prüfling, indem der Körper in ein starkes statisches Magnetfeld gesetzt wird,
b) eine Vorrichtung zum Aufgeben einer ersten Grundabtastfolge mit
- b1) einer Vorrichtung zum Bestrahlen des Körpers mit einem ersten HF-Impuls bei Vorhandensein eines ersten magnetischen Gradienten, derart, daß die ausgerichteten Spine in einem ersten ausgewählten Volumen des Körpers invertiert werden,
- b2) eine Vorrichtung zum Bestrahlen des Körpers mit einem zweiten HF-Impuls bei Vorhandensein eines zweiten magnetischen Gradienten senkrecht zum ersten magnetischen Gradienten, damit die ausgerichteten Spine in einer Querebene in einer ausgewählten Scheibe des ausgewählten Volumens gekippt werden,
- b3) eine Vorrichtung zum Bestrahlen des Körpers mit einem dritten HF-Impuls bei Vorhandensein eines dritten magnetischen Gradienten senkrecht zu den ersten und zweiten magnetischen Gradienten, um Signale aus einem ausgewählten Streifen der ausgewählten Scheibe zu erzielen,
c) eine Vorrichtung zum Aufgeben einer zweiten Grundabtastfolge, die alle Impulse der ersten Grundabtastfolge ohne den ersten HF-Impuls enthält, und
d) eine Bildverarbeitungseinrichtung, die die Signale der ersten und zweiten Grundabtastfolgen miteinander kombiniert, um Daten aus einem ausgewählten interessierenden Volumen zu erhalten.

14. Einrichtung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß die ersten und dritten HF-Impulse 180°-Impulse sind und der zweite HF-Impuls ein 90°-Impuls ist, und daß die erzielten Signale Echosignale sind.

15. Einrichtung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß der Impuls ein zusammengesetzter invertierender Impuls ist.

16. Einrichtung nach Anspruch 13, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zum Aufgeben von Phasencodiergradienten-Impulsen während der ersten und zweiten Grundabtastfolgen, um ein zweidimensionales Bild zu erzielen.

17. Einrichtung nach Anspruch 16, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zum Aufgeben der Phasencodiergradienten längs der Achse des ersten magnetischen Gradienten.

18. Einrichtung nach Anspruch 13, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zum Aufgeben zweier Sätze von Codiergradienten-Impulsen während der ersten und zweiten Grundabtastfolgen zur Erzielung einer dreidimensionalen Bilddarstellung.

19. Einrichtung nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung zum Aufgeben zweier Sätze eine Vorrichtung zum Aufgeben eines ersten Satzes der beiden Sätze von Codiergradienten-Impulsen längs der Achse des ersten magnetischen Gradienten-Impulses und des zweiten Satzes von Codiergradienten-Impulsen längs der Achse des zweiten magnetischen Gradienten-Impulses aufweist.

20. Einrichtung nach Anspruch 13, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zum Aufgeben des Spoiler- und Phasenverschiebungs-Impulses in den Grundabtasfolgen.

21. Einrichtung nach Anspruch 13, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zum Aufgeben von Fälschungsgradienten-Impulsen zwischen den ersten und zweiten HF-Impulsen.

22. Einrichtung nach Anspruch 13, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zum Aufgeben von asymmetrischen Gradientenimpulsen zur Eliminierung unerwünschter Signale.

23. Einrichtung nach Anspruch 13, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zum Aufgeben von n ersten HF-Impulsen vor dem Aufgeben des zweiten HF-Impulses, wobei jeder der n ersten Impulse eine unterschiedliche Offset-Frequenz zur Erzielung von Signalen aus ausgewählten interessierenden Volumen ist.

24. Einrichtung nach Anspruch 13, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zum Aufgeben der zweiten Grundabtastfolge, um Signale aus einem ausgewählten Streifen zu erzielen.