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Die vorliegende Erfindung betrifft ein Magnetresonanz-(MR)-
Gerät, und insbesondere ein Magnetresonanz-Gerät zum Erhalten
der chemischen Schiebeinformation eines bestimmten Atomkernes
in einem zu untersuchenden Objekt.
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Als herkömmliche Verfahren zum Erhalten der chemischen
Schiebeinformation von bestimmten Atomkernen in einem zu
untersuchenden Objekt durch Verwendung eines Magnetresonanz-Verfahrens
sind lokalisierte Spektroskopie (auch "Ein-Punkt-Spektroskopie"
bzw. "one-point spectroscopy" genannt), das in "BME Vol. 1, Nr.
3, S. 169 - 180" offenbart ist, und ein bildgebendes Verfahren
für die chemische Schiebeinformation bzw. chemisches
Schiebebildgebungsverfahren (auch "Viel-Punkt-Spektroskopie
oder Phasenkodierverfahren" bzw. "multi-point spectroscopy oder
phase encoding method" genannt), das in "T.F. Budinger, Medical
Magnetic Resonance Imaging and Spectroscopy, S. 81 - 95,
Society of Magnetic Resonance in Medicine, Berkely, Ca, 1986"
offenbart ist, und dergleichen bekannt.
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Lokalisierte Spektroskopie ist ein Verfahren zum Erhalten der
chemischen Schiebeinformation eines lokalen Bereiches, d.h.,
eines Punktes nach einer Messung. Bei diesem Verfahren wird
daher eine lange Zeitdauer benötigt, um eine chemische
Schiebeinformation von einer großen Anzahl von Punkten zu erhalten.
Aus diesem Grund ist dieses Verfahren nicht für einen Zweck zum
Erhalten von Daten von einer großen Anzahl von Punkten von
normalen und morbiden Abschnitten und zum Vergleichen der
erhaltenen Daten für das Fachgebiet der klinischen Diagnose bei
medizinischen Behandlungen geeignet.
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Im Gegensatz hierzu können gemäß dem chemischen
Schiebebildgebungsverfahren chemische Informationen von einer großen
Anzahl von Punkten in einem weiten Bereich innerhalb einer
relativ kurzen Zeitdauer erfaßt werden. Jedoch ist bei dem
chemischen Schiebebildgebungsverfahren eine Phasenkodierung zum
Konvertieren von Positionsinformationen in einem zu
untersuchenden Objekt in Phaseninformationen eines
(Kern-)Magnetresonanzsignales, d.h., eines MR-Signales im Laufe der
Erfassung eines MR-Signals und eines Abbildungsvorgangs
erforderlich. Aus diesem Grund wird, falls ein Nuklid mit einer
kurzen T2 (transversale Relaxationszeit) verarbeitet wird, ein
MR-Signal geschwächt, während der obengenannte
Phasenkodiervorgang ausgeführt wird, und ein S/N (Signal-zu-Rauschen-
Verhältnis), d.h. ein Rauschabstand, des MR-Signals oder der
nach dem Erfassen des MR-Signals erhaltenen chemischen
Schiebeinformation wird vermindert.
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Wie es oben beschrieben ist, ist die lokalisierte Spektroskopie
als eines der herkömmlichen Verfahren zum Erhalten chemischer
Schiebeinformationen für klinische Zwecke nicht geeignet, weil
eine lange Zeitdauer zum Erhalten der chemischen
Schiebeinformation von einer großen Anzahl von Punkten erforderlich ist.
Das chemische Schiebebildgebungsverfahren als ein anderes
herkömmliches Verfahren zum Erhalten chemischer
Schiebeinformationen erfordert eine Extrazeit zum Phasenkodieren
während der Erfassung eines MR-Signals und eines
Abbildungsvorgangs. Folglich kann eine chemische Schiebeinformation eines
Nuklids mit einer kurzen T2 nicht mit einem hohen S/N-
Verhältnis extrahiert werden.
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Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein
Magnetresonanz-Gerät vorzusehen, das eine chemische
Schiebeinformation von einer großen Anzahl von Punkten auf einmal
erhalten kann und das die chemische Schiebeinformation eines
Nuklids mit einer kurzen T2 bei einem hohen S/N-Verhältnis
erhalten kann, weil eine Phasenkodierung oder dergleichen nicht
notwendig ist.
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Ein Magnetresonanz-Gerät, das aus dem Stand der Technik bekannt
ist, erfaßt eine MR-Signalmatrix wie folgt: Während ein
Gradientenfeld an ein zu untersuchendes Objekt angelegt wird,
werden eine Anzahl von selektiven Umkehrpulsen mit
unterschiedlichen Frequenzen als Hochfrequenzfelder sequentiell an das
Objekt angelegt. Danach wird ein nicht-selektiver Anregungspuls
als Hochfrequenzfeld an das Objekt ohne Anwendung eines
Gradientenfeldes angelegt. Zusätzlich wird ein MR-Signal erfaßt,
das nach dem Anlegen eines nicht-selektiven Anregungspulses
erzeugt wird. Solch eine Serie von Sequenzen wird mehrmals
wiederholt, während die Frequenzen der selektiven Umkehrpulse
sequentiell ausgewählt werden, um einen magnetischen Vektor
(zur Vereinfachung wird er nachfolgend als "Magnetisierung"
bezeichnet) eines Kernspins eines Bereiches entsprechend einer
"-1" und "1" einer Hadamard-Matrix durch jeden selektiven
Umkehrpuls umzukehren. Eine chemische Schiebeinformation wird
durch Transformieren einer so erfaßten MR-Signalmatrix in einer
übereinstimmenden Richtung bzw. Ausrichtrichtung der
MR-Signalmatrix durch eine inverse Hadamard-Transformation und durch
Transformieren der transformierten Matrix in einer
Zeitbasisrichtung durch eine inverse Fourier-Transformation
erhalten.
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Ein Magnetresonanz-Gerät gemäß der vorliegenden Erfindung
umfaßt einen ersten MR-Signalmatrixgewinnungsabschnitt zum
mehrmaligen Wiederholen der gleichen oben beschriebenen
Sequenzen, während die Frequenzen der selektiven Umkehrpulse
sequentiell geändert werden, um so zu veranlassen, daß eine
Magnetisierung von Bereichen entsprechend "-1" einer Hadamard-Matrix
durch die jeweiligen selektiven Umkehrpulse umgekehrt wird, und
einen zweiten MR-Signalmatrixgewinnungsabschnitt zum
mehrmaligen Wiederholen der gleichen Sequenzen, wie sie oben
beschrieben sind, während die Frequenzen der selektiven
Umkehrpulse sequentiell geändert werden, um so zu veranlassen,
daß eine Magnetisierung der Bereiche entsprechend "1" der
Hadamard-Matrix durch die jeweiligen selektiven Umkehrpulse
umgekehrt wird. Eine Differenz zwischen den MR-Signalmatrizen,
die mit den ersten und zweiten
MR-Signalmatrizengewinnungsabschnitten erhalten werden, wird berechnet. Nachdem eine
Differenzsignalmatrix, die auf der berechneten Differenz
beruht, durch die inverse Hadamard-Transformation in der
Ausrichtrichtung bzw. übereinstimmenden Richtung mit der
Signalmatrix transformiert ist, wird die transformierte Matrix
durch die inverse Fourier-Transformation in der
Zeitbasisrichtung
transformiert, so daß die chemische Schiebeinformation
erhalten wird.
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Jeder selektive Umkehrpuls, der in den oben beschriebenen
Sequenzen verwendet wird, kann ein einzelner Puls sein, der
aber vorzugsweise aus einem ersten selektiven Anregungspuls mit
einer Frequenz, die um einen vorbestimmten Wert größer als eine
gewünschte Mittenfrequenz ist, und einem zweiten selektiven
Anregungspuls mit einer Frequenz, die um einen vorbestimmten
Wert kleiner als die Mittenfrequenz ist, besteht. In diesem
Fall besteht ein Gradientenfeld aus einem Paar von
Gradientenfeldpulsen mit entgegengesetzten Polaritäten, die jeweils
verwendet werden, wenn die ersten und zweiten selektiven
Anregungspulse angelegt werden.
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Zusätzlich werden gemäß dem Magnetresonanz-Gerät der
vorliegenden Erfindung selektive Anregungspulse zur Sättigung der
Magnetisierung von anderen Bereichen als dem interessierenden
Bereich in einem zu untersuchenden Objekt, von dem
Magnetresonanzsignale gewonnen werden, vorzugsweise als
Hochfrequenzfelder vor der Ausführung der oben angegebenen Sequenzen
angelegt, wodurch eine 3-dimensionale Positionierung des
interessierenden Bereiches erfolgt.
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In dem Gerät der vorliegenden Erfindung kann eine
MR-Signalmatrix aus einem stabförmigen interessierenden Bereich
entsprechend einer Hadamard-Matrix als eine Matrix, transformiert
durch die Hadamard-Transformation, erhalten werden. Falls diese
Matrix in die mit der Matrix übereinstimmenden Richtung durch
die umgekehrte Hadamard-Transformation transformiert wird,
können Signale von lokalen Bereichen mit Volumina entsprechend
den Elementen der Hadamard-Matrix getrennt erhalten werden.
Falls die Ergebniswerte durch die inverse
Fourier-Transformation in der Zeitbasisrichtung transformiert werden, kann eine
chemische Schiebeinformation eines jeden lokalen Bereiches
erhalten werden.
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Falls die Differenzsignalmatrix, die auf der Differenz zwischen
den magnetischen Resonanzsignalmatrizen, die mit den ersten und
zweiten MR-Signalmatrixgewinnungsabschnitten erhalten werden,
basiert, Hadamard-transformiert wird, kann ein Mischen von
Signalen der jeweiligen lokalen Bereiche mit Signalen von
anderen Bereichen verhindert werden, und die
Bereichsselektivität wird verbessert.
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Falls ein Paar von ersten und zweiten selektiven
Anregungspulsen jeweils mit Frequenzen um vorbestimmte Werte größer und
kleiner als eine gewünschte Mittenfrequenz als selektive
Umkehrpulse verwendet werden, und Gradientenfeldpulse mit
entgegengesetzten Polaritäten jeweils als Gradientenfelder verwendet
werden, wenn die ersten und zweiten Anregungspulse angelegt
werden, kann eine Spinstörung auf Grund eines Gradientenfeldes
beseitigt werden. Folglich kann die Bereichsselektivität eines
selektiven Umkehrpulses verbessert werden, und die
Detektionsempfindlichkeit eines MR-Signals kann erhöht werden.
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Wie es oben beschrieben ist, können gemäß dem Gerät der
vorliegenden Erfindung MR-Signale von einer Anzahl von lokalen
Bereichen in einem stabförmigen interessierenden Bereich
getrennt detektiert werden, und folglich kann die chemische
Schiebeinformation einer großen Anzahl von Punkten auf einmal
erhalten werden. Darüber hinaus können MR-Signale von den
lokalen Bereichen getrennt innerhalb einer kurzen Zeitdauer
erhalten werden, da keine Phasenkodierung benötigt wird. Daher
kann eine chemische Schiebeinformation mit einem hohen S/N-
Verhältnis erhalten werden, selbst von Atomkernen, die eine
kurze T2 aufweisen.
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Gemäß dem Gerät der vorliegenden Erfindung kann daher eine
chemische Schiebeinformation von einer großen Anzahl von
Punkten sofort ohne Totzeit, die für eine Phasenkodierung notwendig
ist, erhalten werden. Aus diesem Grund kann eine chemische
Schiebeinformation mit einem großen S/N-Verhältnis von einem
Nuklid mit einer kurzen transversalen Relaxationszeit T2, z.B.
einer ATP (Adenosin-Triphosphat)- oder Pi (anorganisches
Phosphor)-Komponente, erhalten werden.
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Diese Erfindung kann genauer durch die folgende detaillierte
Beschreibung verstanden werden, wenn die beiliegenden
Zeichnungen berücksichtigt werden, in denen:
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Fig. 1 ein Blockschaltbild ist, das eine Anordnung
eines MR-Gerätes gemäß dem Stand der Technik
zeigt;
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Fig. 2A-2C Darstellungen zur Erläuterung des Prinzips der
ersten Ausführungsform nach Figur 1 sind;
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Fig. 3A-6B Ansichten zur Erläuterung einer Reihe von
Sequenzen einer MR-Signalgewinnung in der
Ausführungsform nach Figur 1 sind;
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Fig. 7A-7C graphische Darstellungen sind, die
Simulationsergebnisse der Detektionsempfindlichkeiten der
MR-Signale von den jeweiligen lokalen Bereichen
in den Sequenzen nach den Figuren 3A, 4A, 5A und
6A zeigen;
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Fig. 8 eine graphische Darstellung ist, die eine ideale
und eine tatsächliche charakteristische Kurve
von Auswahlcharakteristiken einer sinc-
Wellenform zeigt, wie sie als selektiver
Umkehrpuls verwendet wird;
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Fig. 9A-12B Darstellungen zur Erläuterung einer Reihe von
Sequenzen einer MR-Signalgewinnung durch ein MR-
Gerät gemäß einer zweiten Ausführungsform der
vorliegenden Erfindung sind;
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Fig. 13A-13C graphische Darstellungen sind, die
Simulationsergebnisse von Detektionsempfindlichkeiten von
MR-Signalen der jeweiligen lokalen Bereiche in
den Sequenzen nach Figur 9A, 10A, 11A und 12A
zeigen;
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Fig. 14 eine graphische Darstellung zur Erläuterung
einer Sequenz eines Hochfrequenzfeldes und eines
Gradientenfeldes einer MR-Signalgewinnung in
einem MR-Gerät gemäß einer dritten
Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist;
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Fig. 15A-15C graphische Darstellungen sind, die
Simulationsergebnisse der Detektionsempfindlichkeiten von
MR-Signalen der jeweiligen lokalen Bereiche in
den Sequenzen nach Figur 14 zeigen; und
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Fig. 16A-16E Darstellungen sind, die einen selektiven
Sättigungsvorgang zum 3-dimensionalen Positionieren
eines stabförmigen interessierenden Bereiches
gemäß einer vierten Ausführungsform der
vorliegenden Erfindung zeigen.
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Figur 1 zeigt eine Anordnung eines MR-Gerätes gemäß dem Stand
der Technik aus Society of Magnetic Resonance in Medicine, 7th
Annual Meeting, August 20 - 26, 1988. San Francisco, U.S.A.
Book of Abstracts, Vol. 2, Seite 953; Y. Suzuki: "New
spectroscopy method using HADAMARD matrix selective 180 degree
RF pulses".
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Das Gerät nach Figur 1 ist als ein medizinisches
MR-Diagnosegerät ausgebildet.
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Ein Magnet 1 für ein statisches Feld und eine Gradientenspule 3
werden jeweils von einer Spannungsversorgung 2 und einem
Ansteuerverstärker 4 angesteuert, um ein gleichförmiges
statisches Feld und ein Gradientenfeld mit einer sich in einer
vorbestimmten Richtung allmählich ändernden Feldstärke an ein
zu untersuchendes Objekt 5 (z.B. einen menschlichen Körper,
d.h. einen Patienten) auf einer Bank 6 anzulegen. Die
Spannungsversorgung 2 und der Ansteuerverstärker 4 werden von
einer Systemsteuerung 10 gesteuert.
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Es wird auch ein Hochfrequenzfeld von einer Sonde 7 an das
Objekt 5 angelegt. Das Hochfrequenzfeld wird durch die Sonde 7
auf Grundlage eines Hochfrequenzsignals erzeugt, das von einem
Übertragungsabschnitt 8 unter der Steuerung der Systemsteuerung
10 ausgegeben wird. Nach Figur 1 wird die Sonde 7 sowohl als
Übertragungsspule zum Erzeugen eines Hochfrequenzfeldes als
auch als Empfangsspule zum Empfangen eines MR-Signals von dem
Objekt 5 verwendet. Die Übertragungs- und Empfangsspulen können
jedoch unabhängig voneinander angeordnet sein.
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Wenn ein Kernspin, d.h. eine Magnetisierung eines spezifischen
Atomkernes in dem Objekt 5 durch das Hochfrequenzfeld angeregt
wird, tritt eine magnetische Resonanz auf, und ein MR-Signal
auf Grundlage der magnetischen Resonanz wird von der Sonde 7
empfangen.
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Das von der Sonde 7 empfangene MR-Signal wird verstärkt, durch
einen Empfangsabschnitt 9 detektiert und einer
Datenabtasteinheit 11 zugeführt. Die Datenübertragung von dem
Empfangsabschnitt 9 zu der Datenabtasteinheit 11 wird auch unter
der Steuerung der Systemsteuerung 10 ausgeführt. Die
Datenabtasteinheit 11 erfaßt das MR-Signal, das durch den
Empfangsabschnitt 9 extrahiert worden ist, tastet es ab und wandelt es
mittels eines A/D-Wandlers in ein digitales Signal um. Danach
liefert die Einheit 11 das digitale Signal an einen Computer
12. Die Datenabtasteinheit 11 wird auch unter der Steuerung der
Systemsteuerung 10 betrieben.
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Der Computer 12 wird nach Maßgabe eines Kommandos betrieben,
das von einem Bediener über eine Konsole 13 eingegeben wird.
Der Computer 12 führt eine Verarbeitung einschließlich einer
inversen Hadamard-Transformation und einer inversen Fourier-
Transformation der abgetasteten Daten eines MR-Signals aus, das
von der Datenabtasteinheit 11 zugeführt worden ist, wie es
später beschrieben wird, wodurch die chemische
Schiebeinformation eines interessierenden Bereiches erhalten wird. Der
Computer 12 steuert zusätzlich die Systemsteuerung 10. Eine
chemische Schiebeinformation, die durch den Computer 12 erhalten
wird, wird einer Bildanzeige 14 zugeführt, um angezeigt zu
werden.
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Eine Sequenz für eine MR-Signalgewinnung nach dem Gerät dieser
Ausführungsform wird unter Bezugnahme zu Figur 2 und 3
beschrieben.
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Ein Magnetisierungsvektor ("Magnetisierung") M eines Kernspins
in einem statischen Feld ist in der z'-Richtung eines
rotierenden Koordinatensystems (x',y',z') ausgerichtet, das um die z-
Achse rotiert (d.h., um die z-Richtung eines
Inertialkoordinatensystems
(x,y,z)), wie es in Figur 2A gezeigt ist. Falls ein
Umkehrpuls (180º-Puls) als ein Hochfrequenzfeld an die obige
Magnetisierung M angelegt wird, wird die Magnetisierung M
gedreht und in die -z-Richtung ausgerichtet, wie es in Figur 2B
gezeigt ist.
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Nach Anlegen eines 90xº-Pulses, der in die x'-Richtung des
rotierenden Koordinatensystems (x',y',z') ausgerichtet ist,
wird die Magnetisierung M um die x'-Achse gedreht und auf die
"-1-Richtung nach Figur 2C ausgerichtet. Die Magnetisierung M,
die keinen Umkehrpuls empfängt, wird um die x'-Achse gedreht
und auf die "1"-Richtung gemäß Figur 2C ausgerichtet. Das
Vorzeichen eines MR-Signals, das zu dieser Zeit beobachtet
wird, wird daher in Abhängigkeit davon geändert, ob es durch
einen Kernspin beim Anlegen eines Umkehrpulses oder durch einen
Kernspin ohne Anlegen eines Umkehrpulses erzeugt wird.
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Im allgemeinen wird ein MR-Signal s(t) durch folgende Formel
dargestellt
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(x,y): Kernspindichte
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ω: MR-Winkelfrequenz
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x,y,z: Position
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t: Zeit
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Falls ein selektiver Anregungspuls für ein Hochfrequenzfeld
verwendet wird, kann nur die Magnetisierung M eines Kernspins
eines spezifischen lokalen Bereiches umgekehrt werden.
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Ein MR-Signal s(t) kann zu diesem Zeitpunkt folgendermaßen
dargestellt werden:
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Ai: lokaler Bereich
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sgn(i): Signum-Funktion (-1 wird zugewiesen, wenn die
Magnetisierung M des lokalen Bereiches Ai
invertiert
ist; und 1 wird zugewiesen, wenn sie nicht
invertiert ist)
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Zusätzlich gilt, wenn ein MR-Signal des lokalen Bereichs Ai
durch fi dargestellt wird:
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In diesem Fall kann unter der Annahme, daß die Magnetisierung M
nur eines lokalen Bereiches entsprechend "-1" einer Hadamard-
Matrix eines interessierenden Bereiches in einem zu
untersuchenden Objekt umgekehrt wird, die folgende Gleichung erhalten
werden:
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hij: Elemente der Hadamard-Matrix
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H: Hadamard-Matrix
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In diesem Fall gilt, wenn ein MR-Signal beobachtet wird,
während der Wert j von 1 auf n geändert wird,
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S = H F
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S: Signalmatrix
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F: Bereichsignalmatrix
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In diesem Fall gilt, wenn die Signalmatrix S durch die inverse
Hadamard-Transformation transformiert wird,
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wodurch folglich ein getrenntes Signal für jeden Bereich
erhalten wird.
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Auf diese Art und Weise wird ein selektiver Umkehrpuls an einen
interessierenden Bereich angelegt, so daß das Anordnungsmuster
eines lokalen Bereiches, dessen Magnetisierung M umgekehrt
wird, und eines lokalen Bereiches, dessen Magnetisierung M
nicht in dem interessierenden Bereich umgekehrt wird, dem
Muster der Hadamard-Matrix H entspricht, und eine
MR-Signalmatrix, die durch die so erhaltene Gleichung (5) dargestellt
wird, durch die Hadamard-Transformation transformiert wird, wie
es durch die Gleichung (6) dargestellt ist. Folglich können
getrennte MR-Signale von den jeweiligen lokalen Bereichen
erhalten werden. Falls das getrennte MR-Signal eines jeden
lokalen Bereichs in der Zeitbasisrichtung durch eine inverse
Fourier-Transformation transformiert wird, kann das MR-Spektrum
(chemische Schiebeinformation) eines jeden lokalen Bereichs
erhalten werden.
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Die Figuren 3A bis 6B zeigen jeweils Sequenzen einer Gewinnung
von MR-Signalen (FID-Signalen) Sig. durch Anlegen von
Hochfrequenzfeldern
RF und Gradientenfeldern G an vier lokale Bereiche
A0 bis A3 in einer interessierenden Region ROI (Figuren 3A, 4A,
5A und 6A) und umgekehrte und nicht-umgekehrte Zustände der
Kernspinmagnetisierung M der lokalen Bereiche A0 bis A3
(Figuren 3B, 4B, 5B und 6B). Es wird angemerkt, daß "-1" und
"1" jeweils umgekehrte und nicht-umgekehrte Zustände
darstellen. In diesem Fall ist eine Reihe von Sequenzen einer MR-
Signalgewinnung durch vier Sequenzen in den Figuren 3A, 4A, 5A
und 6A gebildet. In diesem Fall ist die Hadamard-Matrix, der
die umgekehrten/nicht-umgekehrten Anordnungsmuster der lokalen
Bereiche A0 bis A3 entsprechen sollen, eine Matrix vierter
Ordnung (4 x 4).
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Da alle Elemente der ersten Reihe dieser Hadamard-Matrix "1"
sind, wird weder ein selektiver Umkehrpuls als Hochfrequenzfeld
RF noch das Gradientenfeld G in der ersten Sequenz angelegt,
wie es in Figur 3A gezeigt ist. Da die Magnetisierung aller
lokalen Bereiche A0 bis A1 nicht umgekehrt wird, ist in diesem
Fall ein FID-Signal Sig. = sl(t), das sofort nach Anlegen eines
90xº-Pulses erhalten wird, der ein nicht-selektiver
Anregungspuls als Hochfrequenzfeld ist, äquivalent zu der Summe
der Signale der jeweiligen lokalen Bereiche A0 bis A3, wie
folgend:
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s1(t) = f0(t) + f1(t) + f2(t) + f3(t)
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In der in Figur 4A gezeigten Sequenz werden selektive
Umkehrpulse Ip(f0) und Ip(f3), deren Frequenzen jeweils gesetzt
werden, um die Magnetisierung der lokalen Bereiche A0 und A3
entsprechend der "-1" der zweiten Reihe der Hadamard-Matrix H
umzukehren, zusammen mit einem Gradientenfeld angelegt. Danach
wird ein 90º-Puls angelegt. Ein Signal Sig. = s2(t), das zu
diesem Zeitpunkt erhalten wird, ist:
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s2(t) = f0(t) - f1(t) + f2(t) - f3(t)
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In ähnlicher Weise werden in der Sequenz nach Figur 5A
selektive Umkehrpulse Ip(f2) und Ip(f3), deren Frequenzen
jeweils zum Umkehren der Magnetisierung der lokalen Bereiche A2
und A3 entsprechend der "-1" der dritten Reihe der Hadamard-
Matrix H gesetzt werden, zusammen mit einem Gradientenfeldpuls
angelegt. Danach wird ein 90xº-Puls angelegt. In der Sequenz
nach Figur 6A werden selektive Umkehrpulse Ip(f1) und Ip(f3),
deren Frequenzen jeweils gesetzt werden, um die Magnetisierung
der lokalen Bereiche A1 und A3 entsprechend der "-1" der
vierten Reihe der Hadamard-Matrix H umzukehren, zusammen mit
einem Gradientenfeldpuls angelegt. Danach wird ein 90xº-Puls
angelegt. In diesen Sequenzen werden die folgenden Signale
jeweils als ein Signal Sig. = s3(t) und ein Signal Sig. = s4(t)
erhalten:
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s3(t) = f0(t) + f1(t) - f2(t) - f3(t)
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s4(t) = f0(t) - f1(t) - f2(t) + f3(t)
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In den jeweiligen Sequenzen nach Figur 3A, 4A, 5A und 6A werden
MR-Signale sofort nach Anlegen von 90xº-Pulsen ohne Totzeit
detektiert, und folglich kann das Signal eines Nuklids mit
einer kurzen T2 mit geringer Abschwächung erhalten werden. Eine
MR-Signalmatrix S, die durch die Reihen von Sequenzen erhalten
wird, wie sie oben beschrieben sind, kann durch die folgende
Gleichung dargestellt werden:
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In diesem Fall kann, falls diese MR-Signalmatrix der inversen
Hadamard-Transformation unterzogen wird, die folgende Gleichung
aufgestellt werden, und die Signale der jeweiligen lokalen
Bereiche A0 bis A3 werden wie folgend unabhängig erhalten:
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Die Detektionsempfindlichkeiten der MR-Signale, die von den
drei lokalen Bereichen A0, A1 und A2 der acht lokalen Bereiche
durch Verwendung der Sequenzen der MR-Signalgewinnung
detektiert wurden, wie sie in der obigen Ausführungsform
beschrieben ist, sind durch Simulation ermittelt worden. Die
Figuren 7A bis 7C zeigen die Ergebnisse. In diesem Fall weist
ein selektiver Umkehrpuls eine sinc-Wellenform auf, die
normalerweise verwendet wird, und eine transversale
Magnetisierung wird durch Anlegen eines Fälscher-Gradientenfeldpulses
(siehe Figur 4A, 5A und 6A) nach Anlegen eines selektiven
Umkehrpulses auf 0 gesetzt. Die Bewegung eines jeden Kernspins
wird zusätzlich nach der Bloch-Gleichung berechnet.
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Figur 7A zeigt Signalkomponenten, die in der ersten Spalte der
inversen Hadamard-Transformationssignalmatrix D aus Gleichung
(8) enthalten sind. Idealerweise werden diese Signalkomponenten
nur durch Komponenten des Bereiches A0 dargestellt. Die
Wähleigenschaften, d.h. die Empfindlichkeitseigenschaften
bezüglich der Positionen einer sinc-Wellenform, die als
selektiver Umkehrpuls verwendet wird, wird jedoch nicht durch eine
ideale Rechteckform dargestellt, wie sie durch eine gebrochene
Linie in Figur 8 gezeigt ist, sondern wird durch eine
durchgehende Linie nach Figur 8 dargestellt. Da die
Auswahleigenschaften eines selektiven Umkehrpulses nicht ausreichend gut sind,
sind, wie es oben beschrieben ist, Signalkomponenten von
anderen Bereichen A1, A2, ... eingeschlossen. Figur 7B zeigt
Signalkomponenten, die in der zweiten Spalte der MR-Signalmatrix
D mit enthalten sind. Wie es in Figur 7B gezeigt ist, sind
Signalkomponenten von anderen Bereichen als dem Bereich A1
wegen des Einflusses der umgekehrten Magnetisierung der anderen
Bereiche als dem Bereich A1 schwach enthalten.
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Ein MR-Gerät gemäß der vorliegenden Erfindung wird nachfolgend
beschrieben. In dieser Ausführungsform wird eine (durch SN
dargestellte) MR-Signalmatrix, die durch Umkehrung der
Magnetisierung lokaler Bereiche entsprechend "-1" einer
Hadamard-Matrix unter Verwendung von selektiven Umkehrpulsen
gemäß den Fig. 9A bis 12B erhalten wurde, von der (durch SP
dargestellten) MR-Signalmatrix subtrahiert, die durch Umkehrung
der Magnetisierung der lokalen Bereiche entsprechend der
Hadamard-Matrix H, wie sie anhand der Fig. 3A bis 6B
beschrieben ist, erhalten wurde. Anschließend wird die inverse
Hadamard-Transformation einer ermittelten Differenzsignalmatrix
SP - SN wie in Gleichung (9) ausgeführt:
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In diesem Fall sind die Vorzeichen von Signalen der Bereiche A0
bis A3, die DP und DN entsprechen, zueinander entgegengesetzt,
aber die Vorzeichen von Signalen von anderen Bereichen sind die
gleichen. Aus diesem Grund, falls DP - DN, werden Signale von
den Bereichen A0 bis A3 jeweils miteinander addiert und Signale
von anderen Bereichen voneinander subtrahiert, um Null zu
werden. Gemäß dieser Ausführungsform werden daher die
Auswahleigenschaften in bezug zu den Bereichen A0 bis A3 verbessert.
Die Figuren 13A bis 13C zeigen Auswahleigenschaften mit Bezug
zu den Bereichen A1 bis A3. Ähnlich wie bei dem oben
beschriebenen Fall werden die Ergebnisse, die durch die
Hadamard-Transformation erhalten werden, durch die inverse
Fourier-Transformation transformiert.
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Die Figuren 13A bis 13C zeigen jeweils die
Detektionsempfindlichkeiten von MR-Signalen, die von den Bereichen A1, A2
und A3 detektiert werden. Ähnlich wie bei den Figuren 7A bis 7C
zeigen die Figuren 13A bis 13C die Simulationsergebnisse der
Detektionsempfindlichkeiten der MR-Signale. Die Figuren 13B und
13C zeigen die Signalkomponenten der Bereiche A2 und A3, in
welchen fast keine Signalkomponente von anderen Bereichen
enthalten ist.
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Figur 14 zeigt Hochfrequenzfelder und die Anlegungssequenz
eines Gradientenfeldes in einem MR-Gerät gemäß einer
Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. In diesem System
werden ein erster selektiver Anregungspuls mit einer Frequenz
um einen vorbestimmten Wert größer als eine gewünschte
Mittenfrequenz und ein zweiter Anregungspuls mit einer Frequenz
um einen vorbestimmten Wert kleiner als die Mittenfrequenz als
selektive Umkehrpulse verwendet. Beispielsweise besteht ein
selektiver Umkehrpuls Ip(f1) aus einem Paar von selektiven
Anregungspulsen, die jeweils Frequenzen von fl + Δf und fl -
Δf aufweisen. Mit Bezug zu einem Gradientenfeld G wird, wenn
der erste Anregungspuls angelegt wird, beispielsweise ein
positiver Gradientenfeldpuls G&spplus; angelegt, während dann, wenn
der zweite Anregungspuls angelegt wird, ein negativer
Gradientenfeldpuls G&supmin; angelegt wird.
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In diesem Fall wird die Magnetisierung eines jeden lokalen
Bereiches zweimal um 90º gedreht und ist folglich um 180º
gedreht (invertiert). Mit diesem Vorgang werden Spinstörungen
auf Grund des Gradientenfeldes beseitigt, wobei die
Selektivität eines selektiven Umkehrpulses bezüglich eines lokalen
Bereiches weiter verbessert werden kann.
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Die Figuren 15A bis 15C zeigen die Simulationsergebnisse der
Detektionsempfindlichkeiten der MR-Signale von den drei
Bereichen A1, A2 und A3 bei dieser Ausführungsform. Aus den
Figuren 15A bis 15C ist es offensichtlich, daß
Detektionsempfindlichkeitsverteilungen bezüglich der Bereiche
vereinheitlicht geformt sind und folglich die Selektivität weiter
verbessert ist. Es wird angemerkt, daß das Verfahren der
selektiven Umkehrung gemäß Figur 14 mit jedem Verfahren der zwei
oben beschriebenen Ausführungsformen kombiniert werden kann.
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In jeder oben beschriebenen Ausführungsform ist das Erlangen
der MR-Signale aus dem stabförmigen interessierenden Bereich
beispielhaft dargestellt. Unter Berücksichtigung von klinischen
Behandlungen muß dieser stabförmige interessierende Bereich
jedoch 3-dimensional positioniert werden, und MR-Signale müssen
von dem 3-dimensionalen interessierenden Bereich erlangt
werden. Gemäß einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung werden, um dieser Anforderung gerecht zu werden,
Spins in schraffierten Bereichen nach Figur 16A bis 16B durch
Anlegen von z.B. selektiven Sättigungspulsen scheinbar
gesättigt, um so die Magnetisierung von anderen Bereichen als einem
schraffierten stabförmigen Bereich (interessierender Bereich)
gemäß Figur 16E im wesentlichen zu beseitigen, und die
Sequenzen, wie sie in jeder Ausführungsform beschrieben sind,
werden ausgeführt. Durch Ausführen solch eines Vorganges für
eine Anzahl von stabförmigen interessierenden Bereichen können
MR-Signale von 3-dimensionalen, interessierenden Bereichen
erhalten werden.
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Der obengenannte selektive Sättigungspuls ist beispielsweise
eine Kombination eines selektiven Anregungspulses als
Hochfrequenzfeld und eines Fälscher-Gradientfeldpulses zum Sättigen
einer Magnetisierung, die durch einen selektiven Anregungspuls
angeregt ist.