DE3855944T2

DE3855944T2 - Kernresonanzabbildungssystem

Info

Publication number: DE3855944T2
Application number: DE3855944T
Authority: DE
Inventors: Shigehide C O Patent Di Kuhara
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1987-09-30
Filing date: 1988-09-30
Publication date: 1998-01-08
Anticipated expiration: 2008-10-01
Also published as: EP0783113B1; DE3856546T2; JPS6486959A; EP0783113A3; DE3856546D1; EP0310434A3; JP2642362B2; EP0310434A2; DE3855944D1; US4859946A; EP0783113A2; EP0310434B1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein (im folgenden als MRI-System bezeichnetes) Magnetresonanzabbildungs(MRI-)System und insbesondere ein MRI-System zur mit hoher Geschwindigkeit erfolgenden Erfassung von (im folgenden als MR-Daten bezeichneten) Magnetresonanz-(MR-)Daten eines Untersuchungsobjekts, wobei die MR-Daten zur Erzeugung einer (eines) im folgenden als MR-Abbildung bezeichneten) Nagnetresonanzabbildung oder -bilds des Objekts benutzt werden.
Das (im folgenden als MR-Abbildung bezeichnete) Magnetresonanzabbildungsverfahren ist eine an sich bekannte Technik zur Visualisierung bzw. Sichtbarmachung chemischer und physikalischer mikroskopischer Information einer Substanz unter Nutzung einer Nagnetresonanz-(MR-)- Erscheinung, bei welcher Atomkerne mit einem spezifischen magnetischen Noment bei Resonanz (resonantly) Energie eines Hochfrequenz-Rotationsfelds einer spezifischen Frequenz absorbieren, wenn die Atomkerne in einem gleichförmigen statischen Feld angeordnet sind.
Bei der MR-Abbildung ist die erforderliche Zeit für die Erfassung von Daten, die für die Abbildung nötig sind (Ultraschallechodaten bei der Ultraschallabbildung; Röntgen(strahl)projektionsdaten bei der Röntgen-CT (rechnergestützten Tomographie); und MR-Daten bei der MR-Abbildung), länger als die Zeiten bei anderen medizinischen Abbildungssystemen, wie bei einem Ultraschallabbildungssystem und einem Röntgen-CT-System. Wenn bei einem Untersuchungsobjekt, z.B. einem Patienten, ein Artefakt aufgrund von Herzschlag, Atmung und etwaiger sonstiger Bewegung auftritt, ist es sehr schwierig, einen ein Herz und ein Blutgefäßsystem, die einer Bewegung unterworfen sind, beinhaltenden Bereich abzubilden. Da die für die Ruhigstellung des Untersuchungsobjekts zwecks Gewinnung von Abbildungsdaten erforderliche Zeit verlängert (lang) ist, ist der Abbildungsvorgang für den Patienten unangenehm.
Als Nethoden zum Rekonstruieren von MR-Abbildungen mit hoher Geschwindigkeit bei der MR-Abbildung sind eine Echoplanarmethode nach Nansfield und eine Ultrahochgeschwindigkeits-Fourier-Transformiermethode nach Hutchison et al. vorgeschlagen worden.
Wir würdigen die Offenbarung in der JP-A-61-26847, veröffentlicht in Patent Abstracts of Japan, Vol 10, Nr. 177 (P-470) [2233], 21.6.1986, bezüglich eines Spinechosystems, in welchem die zeitlichen Spitzen- oder Peakpositionen in einem Spinechosignal gemessen und dann in einem anschließenden Prozeß rückgekoppelt oder -geführt werden, um die Wellenform eines Lesegradientenfelds zum Korrigieren von Drift einzustellen.
Fig. 1 zeigt eine Impulssequenz zum Erfassen von MR- Daten nach der Echoplanarmethode.
Während ein (Untersuchungs-)Objekt mit einem scheibenbildenden oder in Scheiben teilenden (slicing) Gradientenfeld Gs beauf schlagt wird, wird ein selektiver Anregungs-90º-Impuls an das Objekt als Hochfrequenzmagnetfeld RF angelegt, um selektiv Magnetisierungen eines Scheibenbereichs des Objekts anzuregen. Danach wird ein 180º-Impuls an das Objekt als Hochfrequenzmagnetfeld RF angelegt, um Transversalmagnetisierungen mit verstreuten oder verteilten Phasen nachzufokussieren. Nach Anlegung des 180º-Impulses wird ein Phasencodiergradientenfeld Ge statisch (fortlaufend ohne Änderung) in einer Richtung parallel zur Scheibenebene angelegt. Ein Lesegradientenfeld Gr wird in einer Richtung orthogonal zu sowohl dem scheibenbildenden Gradientenfeld Gs als auch dem Phasencodiergradientenfeld Ge angelegt, während letzteres angelegt bleibt. Unter diesen Bedingungen wird das Lesegradientenfeld Gr mehrmals mit hoher Geschwindigkeit umgeschaltet.
Die Ultrahochgeschwindigkeits-Fourier-Transformiermethode unterscheidet sich von der Echoplanarmethode dadurch, daß ein Phasencodiergradientenfeld Ge als ein Impuls (nicht statisch) jedesmal dann angelegt wird, wenn das Lesegradientenfeld Gr umgekehrt wird (vgl. Fig. 2). Das Hochfrequenzmagnetfeld RF (90º und 180º-Impulse) das scheibenbildende Gradientenfeld Gs und das Lesegradientenfeld Gr, mit Ausnahme des Phasencodiergradientenfelds Ge, sind die gleichen wie bei der Echoplanarmethode.
Bei der Echoplanarmethode und der Ultrahochgeschwindigkeits-Fourier-Transformiermethode wird das Lesegradientenfeld Gr mit hoher Geschwindigkeit während einer Zeitspanne umgeschaltet, in welcher die Magnetisierung eines mit dem 90º-Impuls des Hochfrequenzmagnetfelds RF angeregten Objekts aufgrund einer Relaxationserscheinung der Transversalmagnetisierung relaxiert ist. Mit dieser Anordnung können zahlreiche Echosignale SIG (Mehrfachechos), basierend auf der Magnetresonanz, in Entsprechung zur Zahl der Umschaltzyklen oder -takte generiert werden. Bei der Echoplanarmethode und der Ultrahochgeschwindigkeits-Fourier-Transformiermethode wird ein Phasencodiergradientenfeld Ge an das Objekt zumindest während des Umschaltens angelegt, um eine zweckmäßige Phasencodierung durchzuführen. Für die Erzeugung einer Abbildung nötige MR-Daten können daher mit einem MR-Anregungszyklus innerhalb einer kurzen Zeitspanne gewonnen werden. Demzufolge läßt sich mit der Echoplanarmethode und der Ultrahochge schwindigkeits-Fourier-Transformiermethode ein Abbildungsvorgang mit ultrahoher Geschwindigkeit ausführen.
Um bei der Ultrahochgeschwindigkeits-Abbildung eine Abbildung (ein Bild) genau zu rekonstruieren, müssen Spitzen- bzw. Peakpositionen von Absolutgrößen (im folgenden einfach als Peakpositionen bezeichnet) von Echosignalen in gleichen Abständen angeordnet sein. Wenn die Peakpositionen nicht in gleichen Abständen angeordnet (gleich weit beabstandet) sind, ist es unmöglich, die Echosignale genau abzutasten und zu erfassen und eine optimale Abbildung zu rekonstruieren. Jeder Peak der Absolutgröße des Echosignais tritt zu einem Zeitpunkt auf, zu dem Wellenformbereiche Sia und S(i-1)b (i = 1, 2, . . ., n), die durch eine Umkehrposition (d.h. einen Nulldurchgangs punkt) des Lesegradientenfelds Gr unterteilt sind, gemäß Fig. 3 einander gleich sind. Wenn eine Umschaltwellenform eines Lesegradientenfelds Gr eine ideale Rechteckwelle ist, wie durch die ausgezogene Linie in Fig. 3 angegeben, sind die Peakpositionen der Echosignale Zwischenpositio nen zwischen den positiven und negativen Umkehrpositionen, wie dies durch Ep&sub1;, Ep&sub2;, ..., Epn angegeben ist. Zusätzlich sind die Peakpositionen in gleichen Abständen angeordnet.
In der Praxis kann jedoch die Umschalt- oder Wechselwellenform des Lesegradientenfelds Gr infolge der Einflüsse einer Induktivität der Gradienten(feld)spule und eines Wirbelstroms, der in einem nahe der Gradientenfeldspule befindlichen Netalleiter induziert wird, keine ideale Rechteckwellenform sein. Eine tatsächliche Umschaltwellenform weist nicht-scharfe Vorder- und Hinterflanken auf, wie dies durch die gestrichelte Linie in Fig. 3 angegeben ist. Dabei kann eine Differenz zwischen positiven und negativen Amplitudengrößen G+ und G-, durch einen Driftfehler der Ansteuerstromquelle für die Gradientenfeldspule und einen Versatz einer zentralen Größe (Mittelwert) verursacht, auftreten. Aufgrund mindestens eines Faktors aus der nicht-scharfen Wellenform des Lesegradientenfelds Gr, der Differenz zwischen den positiven und negativen Amplitudengrößen und dem Nittelwertversatz weichen die Peakpositionen des Echosignals von den Normalpositionen Ep&sub1;, Ep&sub2;, ... Epn bis Ep&sub1;', Ep&sub2;', ... Epn' (Fig. 3) um ΔT&sub1;, ΔT&sub2;, ... ΔTn ab. Infolgedessen treten Fehler in den Intervallen oder Abständen der Peakpositionen auf. Wenn die Peakpositionsabweichungen groß sind, wird eine Echoreihe unterbrochen.
Um beim herkömmlichen System die Einflüsse der nicht-scharfen Wellenform des Lesegradientenfelds Gr, der Differenz zwischen den positiven und negativen Amplitudengrößen und dem Mittelwertversatz zu verringern, wird wiederholt ein Test durchgeführt, um eine Umschaltwellenform des Lesegradientenfelds Gr, die positiven und negativen Amplitudengrößen des Lesegradientenfelds Gr und den Versatz einzustellen. Diese Einstell- oder Justieroperation ist jedoch zeitraubend und umständlich. Außerdem ist es sehr schwierig, eine vollkommene Einstellung oder Ju stierung zu erreichen.
Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Schaffung eines MRI-Systems, das frei ist von komplexer Systemeinstellung oder -justierung und mit dem eine optimale Abbildung bei Ultrahochgeschwindigkeits-Abbildung rekonstruiert werden kann; die Erfindung ist dabei im Anspruch 1 definiert.
Wenn beim MRI-System gemäß einem bevorzugten Beispiel die Sequenz oder Folge der Ultrahochgeschwindigkeits-Abbildung ohne Anlegung des Phasencodiergradientenfelds an das (Untersuchungs-)Objekt ausgeführt wird, werden Echosignale ähnlicher Wellenformen erzielt oder gewonnen, sooft das Lesegradientenfeld umgeschaltet und umgekehrt wird. Die Peakpositionen der Echosignale können daher einfach detektiert (abgegriffen) werden. Die Zeittaktfehler der MR-Echosignale werden auf der Grundlage der detektierten Peakpositionen der Echosignale korrigiert. Diese Korrigieroperation wird ausgeführt unter Verwendung einer vorbestimmten Zahl von Abtastdaten in bezug auf die Peakposition als Zentrum oder Mitte. Mit dieser Anordnung kann auch beim Auftreten von Peakpositionsfehlern ein genaues Rekonstruktionsergebnis auf der Grundlage der genauen Abtastdaten der Echosignalkomponenten gewonnen werden. Die genannte Korrigieroperation kann wahlweise wie folgt durchgeführt werden: Eine Ansteuerquelle für die Gradientenfeldspule wird auf der Grundlage der Peakpositionen rückkopplungsgeregelt, und mindestens ein Faktor von Umschaltzeittakt des Lesegradientenfelds, positiven und negativen Amplitudengrößen sowie Versatz wird automatisch eingestellt. Bei dieser Anordnung können die Peakintervalle oder -abstände der Echosignale konstant gehalten werden.
Mit dem MRI-System gemäß der vorliegenden Erfindung kann eine genaue, rekonstruierte Abbildung gewonnen werden, ohne eine komplexe Systemeinstellung bei der Ultrahochgeschwindigkeits-Abbildung vorzunehmen.

Kurzbeschreibung der Zeichnungen

Ein besseres Verständnis der vorliegenden Erfindung ergibt sich aus der folgenden genauen Beschreibung anhand der beigefügten Zeichnungen, in denen zeigen:
Fig. 1 ein Zeitsteuerdiagramm einer Impuissequenz oder -folge bei einer Echoplanarmethode als Ultrahochgeschwindigkeits-Abbildungstechnik,
Fig. 2 ein Zeitsteuerdiagramm einer Impulssequenz oder -folge einer Ultrahochgeschwindigkeits-Fourier-Transformation als Ultrahochgeschwindigkeits-Abbildungstechnik,
Fig. 3 ein Wellenformdiagramm zur Erläuterung von Peakpositionsabweichungen eines MR- Echosignals im MRI-System unter Anwendung der herkömmlichen Ultrahochgeschwindigkeits-Abbildungsmethode,
Fig. 4 ein Blockschaltbild einer Anordnung eines MRI-Systems, das bei einer Ausführungsform dieser Erfindung benutzt werden kann,
Fig. 5 ein Zeitsteuerdiagramm zur Darstellung einer Sequenz zum Detektieren von Peakpositionen der MR-Echosignale im System gemäß Fig. 4,
Fig. 6 ein Zeitsteuerdiagramm zur Erläuterung einer Korrigierverarbeitung von Peakpositionsabweichungen des MR-Echosignals im System nach Fig. 4 und
Fig. 7 ein Zeitsteuerdiagramm zur Erläuterung einer anderen Korrigierverarbeitung von Peakpositionsabweichungen des Echosignals im System nach Fig. 4.
Das System gemäß Fig. 4 umfaßt einen Statikfeldma gneten 1, eine Stromquelle 2, eine Gradientenfeldspule 3, eine Treiber- oder Ansteuerschaltung 4, eine Liege 6, eine Sonde 7, einen Sender 8, einen Empfänger 9, eine Systemsteuereinheit 10, eine Datenerfassungssektion 11, einen Rechner 12, eine Konsole 14 und eine Anzeige(ein heit) 14.
Der Statikfeldmagneü 1 und die Gradientenfeldspule 3 werden durch die Stromquelle 2 bzw. die Treiberschaltung 4 angesteuert. Der Statikfeldmagnet 1 besteht entweder aus einem normalleitenden Magneten oder einem supraleitenden Magneten. Der Statikfeldmagnet 1 und die Stromquelle 2 können jeweils eine Trimmspule und deren Treiber aufweisen. Die Stromquelle 2 und die Treiberschaltung 4 werden durch die Systemsteuereinheit 10 gesteuert. Der Statikfeldmagnet 1 beaufschlagt ein auf der Liege 6 liegendes (Untersuchungs-)Objekt 5 (z.B. einen menschlichen Körper) mit einem gleichmäßigen bzw. -förmigen Statikfeld. Die Gradientenfeldspule 3 beauf schlagt das Objekt 5 mit drei verschiedenen Gradientenfeldern in der Weise, daß deren Intensität oder Stärke auf einer gewünschten, d.h. vorgesehenen Scheibe, d.h. in den x- und y-Richtungen, die orthogonal zueinander liegen, und in der z-Richtung senkrecht zur Scheibenebene, variiert wird. Bei dieser Ausführungsform sind in der folgenden Beschreibung das z-, das x- und das y-Richtungsgradientenfeld als scheibenbildendes oder (in Scheiben) teilendes Gradientenfeld Gs, Lesegradientenfeld Gr bzw. Phasencodiergradientenfeld Ge bezeichnet.
Das Objekt 5 empfängt ein Hochfrequenzmagnetfeld, das durch die Sonde 7 in Abhängigkeit von einem vom Sender 8 ausgegebenen Hochfrequenzsignal generiert wird. Der Sender 8 wird durch die Systemsteuereinheit 10 gesteuert. Bei dieser Ausführungsform wird die Sonde 7 gemeinsam für eine Übertragungs- oder Sendespule zum Generieren eines Hochfrequenzmagnetfelds und eine Empfangsspule zum Detektieren oder Abgreifen eines durch Atomkernspin im Objekt erzeugten MR-Signals und Empfangen des MR-Signals be nutzt. Es können jedoch auch getrennte Sende- und Empfangsspulen vorgesehen werden.
Ein MR-Signal, d.h. ein Echosignal, das von der Sonde 7 empfangen wird, wird durch den Empfänger 9 verstärkt und abgegriffen. Das abgegriffene Signal wird unter der Steuerung der Systemsteuereinheit 10 zur Datenerfassungssektion 11 gesandt, welche unter der Steuerung der Systemsteuereinheit 10 betrieben wird und über den Empfänger 9 ausgezogene Echosignale erfaßt. Die erfaßten Signale werden durch einen (nicht dargestellten) A/D-(Analog/- Digital-)Wandler abgetastet und in digitale Daten umgewandelt, die dann dem Rechner 12 zugespeist werden.
Der Rechner 12 wird durch eine(n) Bedienungsperson bzw. Operator über die Konsole 13 gesteuert und bedient. Der Rechner 12 führt eine Abbildungs- bzw. Bildrekonstruktionsverarbeitung mit Fourier-Transformation unter Nutzung der Abtastdaten der Echosignale, die von der Datenerfassungssektion 11 eingegeben sind, aus, um damit MR-Abbildungsdaten zu gewinnen. Der Rechner 12 steuert auch die Systemsteuereinheit 10. Vom Rechner 12 gewonnene MR-Abbildungsdaten werden der Anzeige(einheit) 14 zugespeist und als sichtbares Bild wiedergegeben.
Eine Impulssequenz zum Erfassen von MR-Echosignaldaten einer Scheibe im Objekt 5 wird nach einer Echoplanarmethode gemäß Fig. 1 oder einer Ultrahochgeschwindigkeits-Fourier-Transformiermethode gemäß Fig. 2 ausgeführt (performed). Eine solche Impulssequenz wird durch die Systemsteuereinheit 10 gesteuert.
In einem ersten Beispiel wird eine Impulssequenz (im Fall des Echopositionsdetektionsmodus nach Fig. 5) ausgeführt oder realisiert, wobei ein Hochfrequenzmagnetfeld RF, ein scheibenbildendes Gradientenfeld Gs und ein Lesegradientenfeld Gr angelegt werden (vgl. Fig. 1 oder 2), das Phasencodiergradientenfeld Ge wird jedoch vor Ausführung der Impulssequenz nach Fig. 1 oder 2 (welche den Fall des Abbildungsmodus zeigt) nicht angelegt. Wenn die Impulssequenz gemäß Fig. 5 realisiert wird, wird das (Untersuchungs-)Objekt 5 oder ein zweckmäßiges Phantom anstelle des Objekts 5 in einer vorbestimmten Position plaziert. Dabei werden Echosignale mit im wesentlichen ähnlichen (gleichen) Wellenformen, deren Amplituden durch bzw. mit eine(r) Zeitkonstante T2* gedämpft werden, - wie bei SIG' in Fig. 5 abgegeben - gewonnen. T2* steht für die effektive Transversalrelaxationszeit unter Berücksichtigung der Ungleichförmigkeit einer Statikfeldintensität. Peakpositionen (d.h. Positionen auf der Zeitbasis) der Echosignale werden abgegriffen. Dies kann durch Software im Rechner 12 oder durch Hardware in der Datenerfassungssektion oder im Empfänger 9 geschehen. Jede der Wel lenformen von mit der Sequenz (Fig. 5) gewonnenen Echosignalen, bei der kein Phasencodiergradientenfeld Ge angelegt wird oder ist, weist einen Peak auf, so daß die Peakposition einfach detektiert werden kann. MR-Echos werden häufig mittels einer Quadratur- oder Phasenschieberspule als Signale entsprechend reellen und imaginären Teilen in einem Fourierschen Raum abgegriffen. Dabei weisen die reellen und imaginären Teile eine Phasendifferenz von 90º auf. Die Spitze bzw. der Peak des Echosignals repräsentiert eine Peakgröße einer Absolutgröße des Echosignals.
Daten von Peakpositionen Ep&sub1;', Ep&sub2;', .. ., Epn' (der Absolutgrößen) der Echosignale gemäß Fig. 6 werden in einem Speicher, d.h. einer Speicherreihe im Rechner 12 abgespeichert.
Wenn das Abbilden einer Scheibe unter Nutzung der Impulssequenz gemäß Fig. 1 oder 2 praktisch durchgeführt wird, ist die Zahl der Abtastdaten der Echosignale (z.B. 2Ta bei Umsetzung als eine Zeitlänge) größer als die von Daten, die für den Aufbau einer Abbildung nötig sind (z.B. 2Tb bei Umsetzung als Zeitlänge), und zwar im Hinblick auf Peakpositionsabweichungen der Echosignale. Sodann erfolgt eine Bildrekonstruktion unter Nutzung von Abtastdaten einer Periode (von) ±Tb (Tb < Ta) der größeren Zahl von Abtastdaten in bezug auf die gespeicherten Echosignalabtastpositionen Ep&sub1;', Ep&sub2;', -.., Epn' als Zentren oder Mitten.
Auch wenn bei obiger Anordnung Peakpositionsabweichungen der Echosignale aufgrund der nicht-scharfen Wellenform des Lesegradientenfelds Gr oder aus einem anderen Grund auftreten, kann unter Nutzung der Echosignalabtast daten in bezug auf die Peakpositionen als Mitten stets eine genaue Bildrekonstruktion durchgeführt werden. Außerdem kann in diesem Fall die bei einem herkömmlichen System erforderliche komplexe Systemeinstellung des Lesegradientenfelds Gr entfallen.
Wenn ein Abtastbereich einen nicht-scharfen Wellenformabschnitt des Lesegradientenfelds Gr beinhaltet, stören die entsprechenden Daten die optimale Bildrekonstruktion. In diesem Fall können bzw. dürfen diese Daten nicht verwendet werden; für die Bildrekonstruktion können nur die restlichen Daten benutzt werden. Wenn die Zahl der restlichen Daten für die Budrekonstruktion unzureichend ist, kann eine Nulleinsteuerung vorgenommen werden, um den Datenmangel auszugleichen. Die vom nicht-scharfen Wellenformabschnitt gewonnenen Daten sind die gleichen wie Daten, die durch Abtasten einer normalen Wellenform zu falschen Abtastzeitpunkten oder -takten gewonnen werden. Die nicht-scharfe Wellenform des Lesegradientenfelds Gr kann daher detektiert werden, und die Abtastposition kann im Fourierschen Raum verschoben werden zwecks Korrektur in Übereinstimmung mit den Detektionsdaten.
Anstatt Peakpositionsdaten zu speichern und den Ausziehbereich von Daten, die durch die Datenerfassungssektion 11 entsprechend den Peakpositionsdaten gewonnen werden, zu korrigieren, können MR-Echosignale durch die Datenerfassungssektion 11 in einem Zeittaktbereich entsprechend den Peakpositionsdaten abgetastet und erfaßt werden.
Wenn Peakpositionen von Echosignalen stark von den normalen Positionen abweichen und genügend Abtastdaten zur Durchführung der Bildrekonstruktion auch nach der Technik gemäß der ersten Ausführungsform nicht gewonnen werden können, oder wenn die Zahl der Abtastdaten aufgrund der Grenze der Datenerfassungszeit verringert werden muß, wird eine selbsttätige (oder Rückkopplungs-)Regelung benutzt, um Echosignal-Peakpositionen selbst ent sprechend einer Hardware-Technik gemäß einer zweiten Ausführungsform dieser Erfindung zu korrigieren.
Bei der ersten Ausführungsform dieser Erfindung wird eine durch SIG' in Fig. 6 repräsentierte Echosignalreihe entsprechend der Impulssequenz (dem Echopositionsdetektionsmodus nach Fig. 5), bei welcher kein Phasencodiergradientenfeld Ge angelegt wird, vor der Ausführung der Impulssequenz nach Fig. 1 oder 2 (dem Abbildungsmodus) auf die gleiche Weise wie bei der ersten Ausführungsform ge wonnen. Zudem werden Peakpositionen Ep&sub1;', Ep&sub2;', .. ., Epn' der Echosignale auf der Grundlage dieser Echoimpulsreihe detektiert bzw. abgegriffen.
Es sei angenommen, daß Abweichungen der detektierten Peakpositionen Ep&sub1;', Ep&sub2;', .. ., Epn der Echosignale von Normalpositionen Ep&sub1;, Ep&sub2;, .. ., Epn gleich ΔTi (i = 1, 2, ..., n) gemäß Fig. 6 sind. Außerdem sei angenommen, daß eine positive Amplitude des Lesegradientenfelds Gr, seine negative Amplitude und ein Umkehrzeittakt (timing) beim Umschalten des Felds zu G+, G- bzw. τi gegeben sind. Wie erwähnt, erscheint die Peakposition des Echosignals zu einem Zeitpunkt, wenn (zu dem) positive und negative Wellenformbereiche Sia und S(i-1)b (i = 1, 2, ..., n) des Lesegradientenfelds Gr einander gleich sind. Um der Bedingung Sia = S(i-1)b zu genügen, werden τi G+ und G- oder der Versatz eingestellt. Beispielsweise werden in einer Einstelloperation G+ und G- für alle Echosignale gleich gesetzt, und nur die Umschaltzeitpunkte werden eingestellt.
Der Peak des i-ten Echosignals weist eine Abweichung von ΔTi auf, die durch Änderung eines Umschaltzeitpunkts zu (τi + Δti) korrigiert werden kann (vgl. Fig. 7). Wenn der Peak des i-ten Echosignals eine positive Amplitude besitzt, ergibt sich folgende Gleichung: daher gilt:
Die Größe Δti wird durch den Rechner 12 berechnet, und die Operationszeitpunkte oder -takte (timings) eines Impuls-Arbeitsfolgereglers in der Systemsteuereinheit 10 zum Steuern des Lesegradientenfelds Gr werden eingestellt (controlled). Mit der obigen Anordnung kann eine in Fig. 7 gezeigte zeit(takt)korrigierte Echosignalreihe gewonnen werden.
Mit der obigen Operation kann die Abweichung Δτi theoretisch in einem Steuer- oder Regelzyklus eliminiert werden. Wenn jedoch die Abweichung Δτi groß ist, kann sie nicht in einem Steuer- oder Regelzyklus eliminiert werden. In diesem Fall wird der obige Steuer- oder Regelzyklus wiederholt.
Wenn die Sequenz nach Fig. 1 oder 2 zur Gewinnung einer Abbildungssequenz auf obige Weise eingestellt wird, kann das Intervall bzw. der Abstand der Echosignale konstant gehalten werden, so daß eine genau rekonstruierte Abbildung gewonnen werden kann.
Die vorliegende Erfindung ist nicht auf die oben be schriebene spezielle Ausführungsform beschränkt, vielmehr sind innerhalb ihres Rahmens verschiedene Änderungen und Abwandlungen möglich. Bei der ersten Ausführungsform wird der Umschalttakt (timing) des Lesegradientenfelds Gr gesteuert bzw. eingestellt. Es können jedoch (auch) die positiven und negativen Amplitudengrößen G+ bzw. G- und der Versatz gesteuert werden. Weiterhin können mindestens zwei dieser Parameter gleichzeitig gesteuert werden.
Selbstverständlich kann die erste Ausführungsform mit dem System nach Fig. 4 kombiniert werden.

Claims

1. Magnetresonanzabbildungssystem mit

einer Magnetresonanzanregungseinrichtung (1,2,3,4,7,8,10) mit einem ersten Modus für das Abbilden eines Objekts und einem zweiten Modus für das Detektieren von Peak- bzw. Spitzenwertpositionsdaten, wobei der erste Modus derart ausgeführt ist, daß ein (in Scheiben) teilendes Gradientenfeld und ein Hochfrequenzmagnetfeld als pulsierende Felder an das in einem gleichförmigen statischen Feld befindliche Objekt angelegt sind, um eine vorbestimmte Scheibe des Objekts anzuregen, ein wiederholt (um)geschaltetes Lesegradientenfeld an das Objekt angelegt ist, und ein Phasencodiergradientenfeld in orthogonaler Richtung gegenüber dem Lesegradientenfeld an das Object angelegt ist, wodurch eine Serie von Magnetresonanzechosignalen, die alle von einer Anregung stammen, erzeugt werden, und der zweite Modus auf die gleiche Weise ausgeführt wird wie der erste, außer daß das Phasencodiergradientenfeld nicht an das Objekt angelegt ist,

einer Datenerfassungseinrichtung (7,9,10,11) zum Erfassen der durch die Magnetresonanzanregungseinrichtung (1,2,3,4,7,8,10) erzeugten Echosignale,

einer Detektiereinrichtung (12) zum Detektieren der Peak-Positionsdaten der Serie von nichtphasencodiereten Echosignalen, die von der Datenerfassungseinrichtung (7,9,10,11) erfaßt sind, auf der Basis einer Operation im zweiten Modus der Magnetresonanzanregungseinrichtung (1,2,3,4,7,8,10),

einer Speichereinrichtung (12) zum Speichern der Peakpositionsdaten, die durch die Detektiereinrichtung (12) detektiert sind,

einer Steuereinrichtung (10) für die anschließende Steuerung der Wellenform des im ersten Modus angelegten Lesegradientenfelds mit angelegtem Phasencodiergradientenfeld entsprechend den durch die Detektiereinrichtung (12) detektierten Peakpositionsdaten&sub1; so daß die Peakpositionsdaten jedes der MR-Echosignale auf ihre vorbestimmte entsprechende Zeitposition gesetzt sind, und

einer Bildformiereinrichtung (12) zum Durchführen einer Bildrekonstruktion im Abbildungsmodus mittels der gesteuerten Wellenform des Lesegradienten und zum Erzeugen eines Nagnetresonanzbildes der Scheibe.

2. System nach Anspruch 1 mit einer Einrichtung zum Anregen magnetischer Resonanz durch eine Serie gemäß einem Echoplanarverfahren im ersten Modus.

3. System nach Anspruch 1 mit einer Einrichtung zum Anregen magnetischer Resonanz durch eine Serie gemäß einem Ultrahochgeschwindigkeits-Fouriertransformations- Verfahren, wobei das Phasencodiergradientenfeld jedesmal als Impuls bzw. Puls angelegt ist, wenn das Lesegradientenfeld umgekehrt ist bzw. wird.

4. System nach Anspruch 1, in dem die Steuereinrichtung (10,12) eine Einrichtung zum Steuern mindestens eines von positiven und negativen Amplitudenwerten, Offset bzw. Versatz und Schaltzeittakten des Lesegradientenfelds umfaßt.

5. System nach Anspruch 1, in dem die Steuereinrichtung (10,12) eine Einrichtung zum Berechnen eines Korrekturmaßes des Schaltzeittakts des Lesegradientenfelds gemäß der Peakposition des Echosignals und eine Einrichtung zum Steuern des Schaltzeittakts des Lesegradientenfelds auf der Basis des Korrekturmaßes umfaßt.