DE68927874T2 - Vorrichtung zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz - Google Patents

Description

• Die vorliegende Erfindung betrifft ein Magnetresonanz-Abbildungssystem und insbesondere ein Magnetresonanz-Abbildungssystem, das die Erfassung oder Gewinnung eines Magnetresonanzbilds eines Untersuchungs-Objekts ermöglicht.
• Die Magnetresonanzabbildung (MRI) ist bekanntlich eine Methode zum Abbilden chemischer und physikalischer Information von Molekülen unter Nutzung einer Magnetresonanzerscheinung, bei welcher bei Plazierung in einem gleichmäßigen statischen Magnetfeld einer Intensität Ho Kernspins mit einem Eigen-Magnetmoment die Energie eines Hochfrequenz-Magnetfelds absorbieren, das mit einer spezifischen Winkelgeschwindigkeit (ω = γ Ho (γ = gyromagnetisches Verhältnis) in einer Ebene orthogonal zur Richtung des statischen Magnetfelds rotiert.
• Methoden zum Abbilden der räumlichen Verteilung spezifischer Kerne (z.B. Wasserstoffatomkerne, d.h. Proton, in Wasser oder Fett) in einem Untersuchungs-Objekt unter Anwendung der Magnetresonanz-Abbildungstechnik umfassen die Projektionsrekonstruktionsmethode nach Lauterbur, die Fourier-Methode nach Kumar, Welti oder Ernst, die Spinwarpmethode nach Hutchison als eine Abwandlung der Fourier-Methode usw.
• Bei Magnetresonanz-Abbildungssystemen zur Gewinnung von Bildern mittels der Magnetresonanzabbildung nimmt die Erfassung von Daten im Vergleich zu anderen medizinischen Abbildungsdiagnosegeräten, wie Ultraschalldiagnosegeräte und rechnergestützte Röntgentomographiegeräte, eine lange Zeit in Anspruch. Folglich können aufgrund von Bewegung eines Untersuchungs-Objekts, wie physiologische Bewegung infolge von Atmung, Artefakte entstehen. Ein Problem ergibt sich daher daraus, daß der Abbildungsvorgang von Teilen des Untersuchungs-Objekts, die sich schnell bewegen, wie dessen Herz und Blut, für das Objekt bzw. den Patienten (subject) ziemlich belastend ist.
• Als Methoden für die mit hoher Geschwindigkeit (oder schnell) erfolgende Gewinnung von Bildern mittels der Magnetresonanzabbildung sind daher Ultrahochgeschwindigkeits-Abbildungsmethoden vorgeschlagen worden, welche die Echoplanarmethode nach Mansfield und die Ultrahochgeschwindigkeits-Fourier-Methode nach Hutchinson umfassen.
• Bei der Ultrahochgeschwindigkeits-Fourier-Methode werden Magnetresonanzdaten gemäß einer Impulssequenz, wie sie in Fig. 1 gezeigt ist, erfaßt.
• (1) Ein selektiver 90º-Hochfrequenz-Anregungsimpuls, der ein Hochfrequenzfeld RF zu erzeugen vermag, wird an eine ausgewählte Schnitt-Scheibe des Körpers eines Untersuchungs-Objekts, das einem Gradientenfeld Gs für Scheiben(aus)wahl unterworfen ist, angelegt, um selektiv Spins in der Scheibe anzuregen.
• (2) Die Scheibe wird zur Anregung eines Spinechos mit einem 180º-Hochfrequenzimpuls beaufschlagt.
• (3) Mit einem Auslesegradientenfeld Gr, das in der Richtung parallel zur Scheibenebene angelegt wird, während seine Polarität mehrmals mit hoher Geschwindigkeit umgeschaltet wird, wird ein Phasencodier-Gradientenfeld Ge in der Richtung parallel zur Scheibenebene und orthogonal zum Auslesegradientenfeld Gr mit einer vorbestimmten Polarität vor dem wiederholten Umschalten der Polarität des Auslesegradientenfelds Gr an die Scheibe angelegt und dann in einer Impulsform bei jedem Umschalten der Polarität des Auslesegradientenfelds Gr mit umgekehrter oder reversierter Polarität des Felds Ge angelegt. Das Intervall, in welchem das Auslesegradientenfeld Gr mit umgeschalteter Polarität angelegt wird, ist ein(e) Datenbeobachtungsintervall oder -periode Tobs.
• Die Sequenz nach Fig. 1 ist die für die sog. Vollcodiermethode, nach welcher gemäß Fig. 2, welche die Art der Datenerfassung im Fourier-Raum (k-Raum) zeigt, eine sequentielle Codierung vorgenommen wird, um alle Daten im Phasenraum oder Fourier-Raum unter Nutzung von Information an beiden Seiten des Zentrums 2τ des Spinechos (vor und nach diesem) zu erfassen.
• Gemäß Fig. 3 unterscheidet sich die die sog. Halbcodiermethode anwendende Ultrahochgeschwindigkeits-Fourier- Methode von der Vollcodiermethode nach Fig. 1 dadurch, daß das Auslesegradientenfeld Gr wiederholt nur an einer Seite des Spinechozentrums reversiert und das Phasencodiergradientenfeld Ge nicht vor dem wiederholten Umschalten des Auslesegradientenfelds Gr reversiert wird. Obgleich in diesem Fall nur Daten auf der Halbebene des Fourier-Raums erfaßt werden, können Daten an der anderen Halbebene durch Heranziehung der komplexen Konjugierten der erfaßten Magnetresonanzdaten gewonnen werden. Wenn beispielsweise die komplexe Konjugierte von Daten S(t) am Fourier-Raum benutzt (taken) wird, werden Daten S(-t) = S*(t) erhalten. Der Grund, weshalb Daten nur an einer Seite des Spinechozentrums 2τ' gesammelt werden, besteht dabei darin, daß es deshalb, weil Daten einer Halbebene durch Heranziehung der komplexen Konjugierten erzeugt werden, wünschenswert ist, zentrale Daten des Phasenraums am Spinechozentrum zu sammeln, in welchem die Inhomogenität des Magnetfelds am kleinsten ist.
• Nach der Echoplanarmethode wird andererseits das codierende Gradientenfeld Ge statisch und kontinuierlich während des Intervalls bzw. der Periode angelegt, in welchem bzw. welcher das Auslesegradientenfeld wiederholt umgeschaltet wird, anstatt intermittierend angelegt zu werden (vgl. Fig. 1 und 3). In diesem Fall wird am (im) Fourier-Raum die Datenerfassung nicht parallel zur Achse kx entsprechend der Ausleserichtung, wie in den Fällen von Fig. 2 und 4, sondern zickzackförmig durchgeführt.
• Nach diesen Methoden können Bilddaten einer Scheibe während einer Zeitspanne erfaßt werden, in welcher die Magnetisierung von Spins in der Scheibe, durch den 90º- Hochfrequenzimpuls angeregt, aufgrund der Relaxationserscheinung von Transversal- bzw. Quermagnetisierung erschlafft, wodurch eine Abbildung mit ultrahoher Geschwindigkeit möglich wird.
• Die oben angegebenen Ultrahochgeschwindigkeits- Abbildungsmethoden sind jedoch mit den folgenden Problemen behaftet:
• Eine Phasenstreuung tritt mit den innerhalb einer Scheibe angeregten Spins aufgrund räumlicher Inhomogenität des statischen Felds auf, und eine scheinbare Querrelaxation tritt während der Zeit T2*, die kleiner ist als die Querrelaxationszeit T2, auf. Infolgedessen kann eine einwandfreie Bildrekonstruktion wegen der Phasenstreuung aufgrund des Einflusses der Inhomogenität nicht erreicht werden, wenn die Periode der Datenerfassung oder der Signalbeobachtung im Vergleich zur scheinbaren Querrelaxationszeit T2 lang ist. Mit den Impulssequenzen für die Ultrahochgeschwindigkeitsabbildung gemäß den Fig. 1 und 3 wird nach der Anregung von Spins mit einem selektiven 90º-Anregungsimpuls ein 180º-Hochfrequenzimpuls angelegt, um die Spins, die phasenverschoben worden sind, wieder in Phase zu bringen (rephase), so daß Magnetresonanzdaten erfaßt werden können. Es ist zu beachten, daß die Datenerfassung nicht unmittelbar nach dem Anlegen des selektiven 90º-Anregungsimpulses vorgenommen wird. Gemäß dieser Lösungsmöglichkeit wird der 180º-Impuls nach einer Zeit von τ oder τ' ab der Anlegung des 90º-Impulses angelegt oder aufgeprägt, und die Spins werden nach einer Zeit von τ oder τ' ab dem Anlegen des 180º-Impulses wieder in Phase gebracht (rephased) (dieser Punkt entspricht dem Spinechozentrum 2τ oder 2τ'). Die Beobachtungszeit Tobs wird somit in die Nähe des Zeitpunkts gebracht, zu dem die Spins wieder in Phase gebracht werden. Wenn während der Beobachtungsperiode Tobs physiologische Bewegung eines Untersuchungs-Objekts auftritt, entstehen Artefakte. Alle für die Gewinnung eines Bilds erfaßten Magnetresonanzdaten müssen folglich in einer kurzen Zeitspanne (z.B. etwa 30 ms) gesammelt werden, während welcher die Spins wieder in Phase gebracht worden sind und die physiologische Bewegung des Untersuchungs-Objekts (subject) einen geringen Einfluß hat.
• Bei der obigen Echoplanarmethode und der Ultrahochgeschwindigkeits-Fourier-Methode werden die Gradientenfelder mit hoher Geschwindigkeit umgeschaltet, um Magnetresonanzdaten abzugreifen. Die Zahl der Gradientenechos, die während einer so kurzen Zeitspanne, wie oben angegeben, erzeugt werden oder verfügbar sind, nämlich die Zahl der Codierschritte, hat jedoch eine Grenze wegen Einschränkungen der Umschaltgeschwindigkeit der (für die) Gradientenfelder (z.B. Anstiegszeit von etwa 300 µm bzw. µs) und der Abtastgeschwindigkeit. Im Fall von Fig. 1, wo beide Seiten des Spinechozentrums 2τ genutzt werden, ist die Zahl der Gradientenechos auf z.B. etwa 64 begrenzt. Eine hohe Auflösung der Codierrichtung ist daher schwierig zu erzielen. Bei Anwendung der Halbcodiermethode ist die hohe Auflösung noch schwieriger zu erzielen, weil die Daten an einer Seite des Spinechos gesammelt werden, wie oben beschrieben.
• Wie oben angegeben, ist bei den bestehenden bzw. bekannten Ultrahochgeschwindigkeits-Abbildungsmethoden oder -verfahren die Zahl der Codierschritte wegen einer Grenze einer Gesamt-Datenerfassungszeit und Grenzen der Umschaltgeschwindigkeit und der Abtastgeschwindigkeit von Gradientenfeldern begrenzt oder eingeschränkt, so daß eine hohe Auflösung schwierig (zu erreichen) wird.
• Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist folglich die Schaffung eines Magnetresonanz-Abbildungssystems, das eine Ultrahochgeschwindigkeits-Abbildung mit hoher Auflösung ermöglicht.
• Wir würdigen die Offenbarung in "Magnetic Resonance in Medicine", Vol. 8, Nr. 1, Sept. 1988, S. 110-115, bezüglich Echoplanar-Abbildungsexperimenten, bei denen Techniken zum Rekonstruieren von Bildern von nur einem Teil der Echodaten angewandt werden (wurden).
• Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist ein MRI- System, wie es im Anspruch 1 definiert ist.
• Mit dem erfindungsgemäßen Magnetresonanz-Abbildungssystem kann ein Magnetresonanzbild hoher Auflösung ohne Verlängerung einer gesamten Abbildungszeit gewonnen werden.
• Ein besseres Verständnis dieser Erfindung ergibt sich aus der folgenden genauen Beschreibung anhand der beigefügten Zeichnungen, in denen zeigen:
• Fig. 1 ein Beispiel einer Impulssequenz bei der Ultrahochgeschwindigkeits-Fourier-Methode unter Anwendung einer bestehenden bzw. bekannten Vollcodiermethode,
• Fig. 2 eine Darstellung der Art der Datenerfassung unter Anwendung der Impulssequenz nach Fig. 1 im Fourier-Raum,
• Fig. 3 ein Beispiel einer Impulssequenz bei der Ultrahochgeschwindigkeits-Fourier-Methode unter Anwendung einer bestehenden bzw. bekannten Halbcodiermethode,
• Fig. 4 eine Darstellung der Art der Datenerfassung unter Anwendung der Impulssequenz nach Fig. 3 im Fourier-Raum,
• Fig. 5 ein Blockschaltbild eines Magnetresonanz- Abbildungssystems gemäß einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung,
• Fig. 6 eine Impulssequenz zum Erfassen von Magnetresonanzdaten bei der ersten Ausführungsform,
• Fig. 7 eine Darstellung der Art der Datenerfassung im Fourier-Raum bei der ersten Ausführungsform,
• Fig. 8 eine Impulssequenz zum Erfassen von Magnetresonanzdaten in einem Magnetresonanzsystem gemäß einer zweiten Ausführungsform dieser Erfindung,
• Fig. 9 eine Darstellung der Art der Datenerfassung in Fourier-Raum bei der zweiten Ausführungsform und
• Fig. 10 eine Darstellung der Art der Datenerfassung im Fourier-Raum gemäß einer weiteren Ausführungsform dieser Erfindung.
• Gemäß Fig. 5 werden ein Statikfeldmagnet 1 und Gradientenspulen 3 durch eine Anregungsstromquelle 2 bzw. eine Treiberschaltung 4 angesteuert. Die Anregungsstromquelle 2 und die Treiberschaltung 4 werden ihrerseits durch eine Systemsteuereinheit 10 (an)gesteuert. Der Statikfeldmagnet 1 beaufschlagt ein auf einer Untersuchungs- Liege 6 befindliches Untersuchungs-Objekt (Z.B. einen menschlichen Körper) 5 mit einem gleichförmigen statischen (Magnet-)Feld. Die Gradientenfeldspulen 3 beaufschlagen das Objekt 5 mit Gradientenfeldern, die in ihrer Stärke in drei zueinander orthogonalen Richtungen x, y und z variieren. Die Richtungen x und y sind zueinander orthogonale Richtungen in einer interessierenden Querschnitts- oder Scheibenebene des Objekts, und die Richtung z liegt senkrecht zur Scheibenebene. Bei der vorliegenden Ausführungsform werden das in der z-Richtung angelegte Gradientenfeld Gz als das Scheibenwähl-Gradientenfeld, das in der x-Richtung angelegte Gradientenfeld als das Auslesegradientenfeld Gr und das in der y-Richtung angelegte Gradientenfeld als das Phasencodier-Gradientenfeld Ge bezeichnet.
• Das Untersuchungs-Objekt 5 wird ferner einem Hochfrequenzfeld unterworfen, das durch eine Sonde 7 erzeugt wird, die mit einem Hochfrequenzsignal von einem Sender 8 gespeist wird, welcher ebenfalls unter der Steuerung der Systemsteuereinheit 10 arbeitet. Bei dieser Ausführungsform wird die Sonde 7 als eine Übertrager- oder Senderspule, welche das Hochfrequenzfeld zu generieren vermag, und eine Empfängerspule, welche ein auf einen spezifischen Atomkern innerhalb des Objekts 5 bezogenes Magnetresonanzsignal zu empfangen vermag, benutzt. Wahlweise können eine Sender- und eine Empfängerspule getrennt vorgesehen sein.
• Von der Sonde 7 empfangene Magnetresonanzsignale, d.h. Magnetresonanzechosignale, werden durch einen Empfänger 9 verstärkt und detektiert (empfangen) und dann zu einer Datensammelsektion 11 übertragen. Die Datenübertragung erfolgt ebenfalls unter der Steuerung der Systemsteuereinheit 10. Die durch die Systemsteuereinheit 10 gesteuerte Datensammelsektion 11 sammelt die vom Empfänger 11 zugespeisten Magnetresonanzsignale und wandelt diese in Digitalsignale für Übertragung zu einem Rechner 12 um.
• Der Rechner 12 wird durch eine Bedienungsperson über eine Konsole 13 bedient und führt eine Fourier-Transformation an den Magnetresonanzechodaten von der Datensammelsektion 11 für Bildrekonstruktion zur Gewinnung von Bilddaten durch. Außerdem steuert der Rechner 12 die Systemsteuereinheit 10. Die vom Rechner 12 gewonnenen Bilddaten werden einer Bildanzeige(einheit) 14 für visuelle Wiedergabe eingegeben.
• Fig. 6 zeigt ein Beispiel einer Impulssequenz zur Gewinnung von Bilddaten von einer Scheibe des Untersuchungs-Objekts 5 gemäß dieser Erfindung. Diese Impulssequenz wird durch die Systemsteuereinheit 10 gesteuert.
• Die in Fig. 6 gezeigte Impulssequenz ist eine Abwandlung der Impulssequenz für die bisherige oder bekannte Ultrahochgeschwindigkeits-Fourier-Methode gemäß Fig. 1. Die Impulssequenz unterscheidet sich von derjenigen nach Fig. 1 dadurch, daß nur der Impuls für das Phasencodier-Gradientenfeld Ge unmittelbar nach dem Spinechozentrum 2τ in seiner Amplitude oder Impulshöhe auf die Hälfte der Impulsamplitude Ges von Impulsen für andere Phasencodier-Gradientenfelder Ge reduziert wird (wobei jedoch alle in der Impulsbreite gleich sind). Der Grund, weshalb der Impuls des Phasencodier-Gradientenfelds Ge unmittelbar nach dem Spinechozentrum 2τ eine Impulsamplitude von (1/2)Ges aufweist, besteht darin, die Codierungsgröße bzw. -menge durch diesen Impuls auf die Hälfte derjenigen eines anderen Impulses zu verringern.
• Um nämlich zuerst Spins in einer interessierenden Scheibe des Objekts 5 selektiv anzuregen, werden das Scheibenwähl-Gradientenfeld Gs in der z-Richtung durch die Gradientenfelderzeugungsspulen 3, die durch die Treiberschaltung 4 angesteuert werden, und ein selektiver 90º-Anregungsimpuls (ein Hochfrequenzimpuls zum Drehen oder "Kippen" nur der Spins in einer vorbestimmten Scheibe um 90º) durch die durch den Sender 8 angesteuerte Sonde 7 angelegt. Dadurch wird eine vorbestimmte Spinmagnetisierung in der spezifischen Scheibe im Objekt 5 selektiv angeregt, um Magnetresonanz zu induzieren. Nach dem Anlegen des selektiven 90º-Anregungsimpulses wird das Scheibenwähl-Gradientenfeld reversiert, um die Spins wieder in Phase zu bringen (to rephase).
• Wie oben beschrieben, wird ein 180º-Hochfrequenzimpuls nach der Zeit τ ab der Anlegung des 90º-Impulses und des Scheibenwähl-Gradientenfelds Gs durch die Sonde 7 angelegt. Nach der Anlegung des 180º-Impulses werden das x- Richtung-Auslesegradientenfeld Gr und das y-Richtung-Phasencodier-Gradientenfeld Ge durch die Gradientenfeldspulen 3 angelegt, um 0-te bis n-te Magnetresonanzechos in Folge hervorzurufen. Wenn nämlich das angelegte x-Richtung-Auslesegradientenfeld Gr wiederholt in seiner Polarität umgeschaltet oder gewechselt wird, wird das y-Richtung-Phasencodier-Gradientenfeld Ge in Impulsform bei jedem Umschalten oder Wechsel der Richtung des Auslesegradientenfelds Gr angelegt. Es ist hierbei zu beachten, daß unmittelbar vor dem Umschalten der Polarität des Auslesegradientenfelds Gr das Phasencodier-Gradientenfeld Ge mit der entgegengesetzten Polarität zu der Polarität, wenn es in Impulsform angelegt wird, aufgeprägt wird. Wie oben angegeben, ist oder wird zudem die Impulsamplitude des Phasencodier-Gradientenfelds Ge unmittelbar nach dem Spinechozentrum 2τ auf die Hälfte derjenigen der anderen Phasencodier-Gradientenfelder Ge gesetzt. Auf diese Weise werden 0-te bis n-te Magnetresonanzsignale vom Objekt 5 durch die Datensammelsektion 11 über die Sonde 7 und den Empfänger 9 gesammelt und dann zum Rechner 12 übertragen. Durch Gewinnen von komplexen konjugierten Daten von den aus den Echosignalen erhaltenen Magnetresonanzdaten und anschließendes Fourier-Transformieren beider Daten(arten) für Bildrekonstruktion werden Bilddaten der Scheibe erzeugt.
• Die an diesem Punkt gesammelten Bilddaten besitzen eine solche Lagenbeziehung, wie sie durch ausgezogene Linien in Fig. 7 angegeben ist, im Fourier-Raum. Genauer gesagt: Daten werden mittels (by) der normalen Codierschritte wie im Fall von Fig. 2 in einem Bereich gesammelt, in welchem die ky-Koordinate gegenüber einer Achse kx negativ ist, und Daten werden mittels des halben Codierschritts (mit der Hälfte der Codiergröße bzw. -menge bei den normalen Codierschritten) nur unmittelbar nachdem Null-Codierdaten (deren Codiergröße gleich Null ist) auf der Achse kx gesammelt (worden) sind, gesammelt. Anschließend werden Daten mittels normaler Codierschritte gesammelt. Unter der Annahme, daß die komplexe ky-Koordinate in bezug auf die Achse kx negativ ist, werden durch gestrichelte Linien angegebene Daten, d.h. Zwischendaten der Daten, die in dem Bereich gesammelt wurden, in welchem die ky-Koordinate in bezug auf die Achse kx positiv ist, gewonnen. Ebenso werden durch Benutzung (taking) der komplexen Konjugierten von Daten, die in dem Bereich gesammelt wurden, in welchem die ky-Koordinate gegenüber kx positiv ist, Zwischendaten von in dem Bereich, in welchem die ky-Koordinate gegenüber kx negativ ist, gesammelten Daten (vermutlich: gewonnen). Durch Benutzung der komplexen Konjugierten von gesammelten Magnetresonanzdaten als Richtung kann/können verdoppelt werden. Auch in diesem Fall ist eine für das Sammeln von Magnetresonanzdaten nötige Zeit die gleiche wie die im Fall der Impulssequenz gemäß Fig. 1 benötigte.
• Es ist zu beachten, daß in der Impulssequenz gemäß Fig. 6 der Grund dafür, daß die Impulsamplitude des Phasencodier-Gradientenfelds Ge unmittelbar nach dem Spinechozentrum 2τ auf (1/2)Ges gesetzt wird, darin besteht, die Codierungsgröße auf eine Hälfte (derjenigen) der anderen Bereiche zu reduzieren. Zum Halbieren der Codierungsgröße bzw. -menge ist es nur nötig, den Bereich oder die Fläche (area) der Impulswellenform zu halbieren. Somit kann die Impulsbreite bei gleicher Impulshöhe halbiert werden, anstatt die Impulsamplitude zu variieren.
• Eine Impulssequenz gemäß einer zweiten Ausführungsform dieser Erfindung ist in Fig. 8 dargestellt.
• Die Impulssequenz gemäß Fig. 8 unterscheidet sich von derjenigen nach Fig. 6 dadurch, daß die Impulsamplitude Ges' der sich wiederholenden Impulse für das Phasencodier-Gradientenfeld Ge auf z.B. die Hälfte der Amplitude Ges gemäß Fig. 6 und die Impulsamplitude des Impulses des Phasencodier-Gradientenfelds Ge unmittelbar vor dem Spinechozentrum SE auf (n/4)Ges' gesetzt werden.
• Bei der zweiten Ausführungsform wird gemäß Fig. 9 nach dem Sammeln von Magnetresonanzdaten eines Bereichs R1 im Fourier-Raum ein Bereich R2 im Fourier-Raum durch das Phasencodier-Gradientenfeld Ge der Amplitude (n/4)Ges' ausgelassen oder übersprungen, um Magnetresonanzdaten eines Bereichs R3 im Fourier-Raum zu sammeln. Daten eines Bereichs R4 werden gewonnen durch Benutzung (taking) der komplexen Konjugierten der gesammelten Magnetresonanzdaten des Bereichs R1, und Daten des Bereichs R2 werden gewonnen durch Benutzung der komplexen Konjugierten der gesammelten Magnetresonanzdaten von R3. Auf diese Weise werden Daten des gesamten Fourier-Raums für anschließende Bildrekonstruktion mit der gleichen Dichte wie in Fall der Ausführungsform von Fig. 1 gewonnen.
• Die vorliegende Erfindung ist nicht auf die beschriebenen Ausführungsformen beschränkt.
• Beispielsweise ist für die obigen ersten und zweiten Ausführungsformen ein Fall beschrieben, in welchem diese Erfindung nach Maßgabe der Impulssequenzen entsprechend der Ultrahochgeschwindigkeits-Fourier-Methode ausgeführt bzw. realisiert wird. Wahlweise kann für diese Erfindung eine Impulssequenz entsprechend der Echoplanarmethode angewandt werden. In diesem Fall ist es nur nötig, die Amplitude des Phasencodier-Gradientenfelds Ge, das während der Datenbeobachtungsperiode Tobs kontinuierlich und statisch angelegt wird, in der Impulsform unmittelbar nach oder vor dem Spinecho zu variieren.
• Bei den obigen Ausführungsformen werden im wesentlichen hochdichte Daten für den Gesamtbereich der Fourier- Transformation gewonnen. Wahlweise können hochdichte Daten nur für einen Teil des Fourier-Raums gewonnen werden, z.B. in der Nähe der Null-Codierdaten gemäß Fig. 10. In diesem Fall werden Teile, in denen Daten ausgelassen oder abgeworfen sind, mit Null-Werten bzw. Größen gefüllt.
• Obgleich spezifische Ausführungsformen dieser Erfindung offenbart und beschrieben worden sind, sind offensichtlich auch andere Ausführungsformen und Abwandlungen der Erfindung möglich.

Claims (7)

1. Magnetresonanz-Abbildungssystem zum Anlegen eines Hochfrequenz-Magnetfeldes und von Gradienten-Magnetfeldern an ein Untersuchungs-Objekt (5), das in einem gleichmäßigen statischen Magnetfeld gelegen ist, gemäß einer vorbestimmten Impulssequenz und zum Erfassen von Magnetresonanzsignalen, die auf in dem Objekt induzierter Magnetresonanz beruhen, für Abbildung, wobei das Abbildungssystem aufweist:

eine Impulserzeugungseinrichtung (8) zum Erzeugen eines ersten Hochfrequenzimpulses und eines zweiten Hochfrequenzimpulses im Anschluß an den ersten Hochfrequenzimpuls für den Zweck der Erzeugung des Hochfrequenz-Magnet feldes,

eine Datensammeleinrichtung (11) zum Sammeln aller Daten, die für eine Bildrekonstruktion eines vorbestimmten Teiles des Untersuchungs-Objektes notwendig sind, in einer Beobachtungsperiode (Tobs), und

eine Bildverarbeitungseinrichtung (12) zum Gewinnen von Magnetresonanz-Bilddaten des vorbestimmten Teiles des untersuchten Objektes, wobei:

die Datensammeleinrichtung (11) alle Daten, die für eine Bildrekonstruktion des vorbestimmten Teiles des Untersuchungs-Objektes notwendig sind, mittels eines Anregungsprozesses gemäß einer Impulssequenz sammelt, in welcher nach Anregung von Spins innerhalb des vorbestimmten Teiles durch das Hochfrequenz-Magnetfeld (RF) und ein Gradient-Magnetfeld (Gr) ein vorbestimmtes Lesegradient-Magnetfeld (Gr) angelegt und zwischen positiv und negativ mit hoher Geschwindigkeit umgeschaltet wird, um Mehrfachechos auf beiden Seiten eines Spinechozentrums (2τ) zu erzeugen, und ein vorbestimmtes Phasencodiergradient-Magnetfeld (Ge) angelegt ist, so daß Mehrfachechodaten oder deren komplexe konjugierte Daten gesammelt werden,

dadurch gekennzeichnet, daß die Bildverarbeitungseinrichtung (12) angeordnet ist, um komplexe konjugierte Daten von den durch die Sammeleinrichtung gesammelten Magnetresonanzdaten zu erhalten und die Magnetresonanzdaten sowie die komplexen konjugierten Daten einer zweidimensionalen komplexen Fourier- Transformation zu unterwerfen, und daß die Datensammeleinrichtung den Betrag jedes Phasencodierschrittes und dessen Folge im Phasencodiergradient-Magnetfeld (Ge) steuert, so daß die auf der ersten Seite des Spinechozentrums (2τ) gesammelten Mehrfachechodaten verwendet werden, um komplexe konjugierte Daten für die zweite Seite hiervon zu erhalten, und daß diejenigen Daten, die auf der zweiten Seite des Spinechozentrums gesammelt sind, verwendet werden, um komplexe konjugierte Daten für die erste Seite hiervon durch Berechnung zu erhalten, wobei die Sequenz eine vorbestimmte Anzahl von wiederholten ersten Codierschritten, dann einen einzigen zweiten Codierschritt, entweder eine Hälfte des Bereiches des ersten Codierschrittes und zeitlich unmittelbar nach dem Spinechozentrum (2τ) oder aber ein Bruchteil gleich einem Viertel der Anzahl (n) der Echos in der Beobachtungsperiode (Tobs) des Bereiches des ersten Codierschrittes und zeitlich unmittelbar vor dem Spinechozentrum (2τ) und sodann eine vorbestimmte Anzahl von wiederholten ersten Codierschritten umfaßt,

wodurch die Fourier-Datenebene mit den Mehrfachechodaten und den komplexen konjugierten Daten derart gefüllt wird, daß in der Fourier-Datenebene ein Bereich, der dem zweiten Codierschritt entspricht, zwischen zwei Bereiche eingefügt wird, die dem ersten Codierschritt entsprechen.

2. System nach Anspruch 1, bei dem die Codiermenge bzw. der Betrag des Codierens des zweiten Codierschrittes eine Hälfte von derjenigen der ersten Codierschritte ist.

3. System nach Anspruch 1, bei dem die Datensammeleinrichtung (11) Magnetresonanzdaten so sammelt, daß Mehrfachechodaten auf beiden Seiten des Spinechozentrums asymmetrisch bezüglich des Spinechos in der Fourier-Datenebene sind.

4. System nach Anspruch 1, bei dem der zweite Codierschritt eine Hälfte der Amplitude und von der gleichen Breite wie der erste Codierschritt ist.

5. System nach Anspruch 1, bei dem die Datensammeleinrichtung (11) alle Daten sammelt, die für eine Bildrekonstruktion der Scheibe gemäß einer Impulssequenz notwendig sind, in welcher ein Scheibenwählgradient- Magnetfeld (Gs) in der Richtung orthogonal zu der Scheibe und ein 90º-Hochfrequenzimpuls entsprechend dem ersten Hochfrequenzimpuls zum Anregen von Spins an die Scheibe angelegt werden, um darin eine Magnetresonanz zu induzieren, bei dem ein Lesegradient- Magnetfeld (Gr) in der Richtung orthogonal zu dem Scheibenwählgradient-Magnetfeld angelegt wird, während zwischen positiv und negativ mit einer hohen Geschwindigkeit nach Anlegung eines 180º-Hochfrequenzimpulses entsprechend dem zweiten Hochfrequenzimpuls umgeschaltet wird, wobei das Phasencodiergradient- Magnetfeld (Ge) orthogonal zum Scheibenwählgradient-Magnetfeld liegt.

6. System nach Anspruch 1, bei dem die Bildverarbeitungseinrichtung (12) eine Einrichtung zum Null- Füllen von Teilen der Fourier-Datenebene, in denen Magnetresonanzdaten oder deren komplexe konjugierte Daten fehlen, umfaßt.

7. System nach Anspruch 1, bei dem der zweite Schritt ein ganzzahliges Vielfaches größer in der Amplitude als der erste Schritt ist.