DE69632302T2

DE69632302T2 - Verfahren und gerät zur bilderzeugung durch magnetische resonanz eines gekrümmten teils eines körpers

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Publication number: DE69632302T2
Application number: DE69632302T
Authority: DE
Inventors: Peter BÖRNERT; Tobias SCHÄFFTER; Harald Michael KUHN
Original assignee: Philips Intellectual Property and Standards GmbH
Current assignee: Philips Intellectual Property and Standards GmbH
Priority date: 1995-07-20
Filing date: 1996-07-11
Publication date: 2005-06-23
Anticipated expiration: 2016-07-12
Also published as: JPH10505780A; EP0782711B1; DE69632302D1; WO1997004329A1; EP0782711A1; US5755666A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Bildgebung durch magnetische Resonanz eines Teils eines Körpers, der sich in einem statischen Magnetfeld befindet. Die Erfindung bezieht sich ferner eine Vorrichtung zur Durchführung eines derartigen Verfahrens.
Der Einsatz eines derartigen Verfahrens ist in der medizinischen Diagnostik für die Abbildung einer ebenen Region bekannt, die den Teil des Körpers umfasst. Magnetische Resonanzsignale werden in der Region, die den Teil des Körpers umfasst, mit Hilfe von HF-Impulsen und temporären Magnetgradientenfeldern erzeugt. Nach dem Empfang und der Abtastung dieser MR-Signale rekonstruiert eine Verarbeitungseinheit ein Bild des Teils des Körpers mit Hilfe von beispielsweise einer zweidimensionalen Fourier-Transformation oder einer gefilterten Rückprojektion. Ein Nachteil des bekannten Verfahrens besteht darin, dass es nur möglich ist, ebene Regionen des Körpers mit begrenzter Dicke des Körpers abzubilden. Verschiedene Strukturen in einem menschlichen Körper können jedoch nicht zufrieden stellend durch ebene Regionen abgebildet werden. Zur Abbildung einer derartigen Struktur erzeugt das bekannte Verfahren dementsprechend Bilder von mehreren benachbarten ebenen Regionen, die jeweils einen Teil der Struktur enthalten. Nachfolgend wird ein vollständiges Bild der Struktur aus den verschiedenen Bildern der einzelnen Teile zusammengesetzt. Dieses Verfahren erfordert viel Zeit, und es besteht zusätzlich das Risiko, dass die aufeinander folgenden Bilder von benachbarten Teilen sich aufgrund von Bewegungen des Patienten nicht fließend miteinander vermischen. Diese Nachteile treten unter anderem bei der Bildgebung von Strukturen wie Blutgefäßen oder der Wirbelsäule auf.
Die Erfindung hat unter anderem zur Aufgabe, eine Möglichkeit zu schaffen, eine derartige Struktur direkt abzubilden, d. h. ohne einzelne Bilder von mehreren ebenen Regionen zu erzeugen, die jeweils einen Teil der Struktur enthalten. Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, dass das Verfahren zur Bildgebung durch magnetische Resonanz eines Teils des Körpers die in Anspruch 1 dargelegten Schritte umfasst.
Der springende Punkt der Erfindung liegt in der Erkenntnis, dass die Kombination der HF-Impulse und der temporären linearen Gradientenfeldern so konzipiert werden kann, dass MR-Signale nur innerhalb einer Region erzeugt werden, der den gekrümmten Teil enthält. Die Bezeichnung „isodynamische Linien" bezieht sich auf Feldlinien gleicher Stärke in dem Magnetfeld, wobei diese Feldlinien als Bezugswert für die Bestimmung der Geometrie der zu erregenden Region verwendet werden. Die HF-Impulse, die zusammen mit den temporären linearen Magnetgradientenfeldern eingesetzt werden, die für die Erregung der gekrümmten Region geeignet sind, sind an sich aus der US-amerikanischen Patentschrift US-A 5.192.909 bekannt, in der sie als zweidimensionale HF-Impulse oder dreidimensionale HF-Impulse bezeichnet werden. Ein 2D-HF-Impuls erregt kombiniert mit geeigneten temporären Magnetgradientenfeldern eine Region, die von zwei Dimensionen begrenzt ist. Ein 3D-HF-Impuls erregt kombiniert mit geeigneten temporären Magnetgradientenfeldern eine Region, die von drei Dimensionen begrenzt ist. Durch die Integration der 2D- oder 3D-HF-Impulse und der temporären linearen Magnetgradientenfelder in bekannte Bildimpulsfolgen ist es möglich, ein Bild des gekrümmten Teils direkt aus den empfangenen MR-Signalen zu rekonstruieren. Das rekonstruierte Bild ist dann eine Projektion des Teils auf eine Ebene, die durch die Gradientenrichtungen von zwei temporären Magnetgradientenfeldern definiert wird, die in den Bildimpulsfolgen für die Phasen- und Frequenzcodierung des MR-Signals verwendet werden.
Es ist anzumerken, dass es aus dem Artikel „New Spatial localisation method using high order field gradient (SHOT: Selection with High-Order gradienT)" von C. H. Oh et al, erschienen in Magnetic Resonance in Medicine, Nr. 18, im Jahr 1991, auf den Seiten 63–70, bekannt ist, einen gekrümmten Teil abzubilden, indem temporäre nichtlineare Magnetgradientenfelder und ein HF-Impuls zur Erregung eines Volumens eingesetzt werden, das den relevanten Teil des Körpers enthält. In diesem Verfahren umfasst das MR-Gerät jedoch spezielle Gradientenspulen für die Erzeugung von nichtlinearen Magnetgradientenfeldern, und es ist außerdem lediglich möglich, einen gekrümmten Teil eines Körpers mit großen Einschränkungen in Bezug auf Form und Richtung des gekrümmten Teils abzubilden. Ein Vorteil des erfindungsgemäßen Verfahrens besteht darin, dass eine herkömmliche MR-Vorrichtung ohne spezielle Maßnahmen zur Anpassung der Gradientenspulen eingesetzt werden kann.
Ein weiterer Vorteil des erfindungsgemäßen Verfahrens besteht darin, dass es auch in einer MR-Vorrichtung eingesetzt werden kann, bei der es aufgrund von Abwei chungen in den erzeugten Magnetfeldern nicht möglich ist, eine ebene Region im Körper zu erregen, die im Wesentlichen senkrecht zu den isodynamischen Linien steht. In derartigen MR-Vorrichtungen werden ein 2D-HF-Impuls und geeignete temporäre Magnetgradientenfelder für die Erregung einer ebenen Region verwendet.
In der oben zitierten US-amerikanischen Patentschrift US-A 5.192.909 wird ein Verfahren zur Bildgebung eines scheibenförmigen Teils einer ebenen Region eines Körpers beschrieben. Zu diesem Zweck wird nur der scheibenförmige Teil der Region durch das Einfügen eines 2D-HF-Impulses in eine Bildimpulsfolge ausgewählt, so dass MR-Signale nur in dem scheibenförmigen Teil der Region erzeugt werden. Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren wird jedoch nicht ein scheibenförmiger Teil einer ebenen Region abgebildet, sondern eine gekrümmte Region, beispielsweise eine Zylinderwand.
2D-HF-Impulse sind auch aus der US-amerikanischen Patentschrift US-A 5.327.884 bekannt. In diesem Patentdokument wird ein magnetisches Resonanzverfahren zur Bestimmung eines Temperaturprofils von Gewebe innerhalb eines Körpers mit Hilfe von MR-Signalen beschrieben. Bei diesem Verfahren werden 2D-HF-Impulse verwendet, um das Gewebe in einem Zylinder im Körper für die Erzeugung von MR-Signalen zu erregen. Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren werden im Gegensatz dazu 2D-HF- oder 3D-HF-Impulse und temporäre Magnetgradientenfelder dazu verwendet, nur eine gekrümmte Region zu erregen, die den Teil des Körpers enthält, wonach MR-Signale mit Hilfe von Impulsfolgen erzeugt werden und daraus ein Bild des Teils des Körpers rekonstruiert wird.
Ein Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Verfahrens ist ferner gekennzeichnet durch die folgenden Schritte:

a) die wiederholte Erzeugung und Abtastung von MR-Signalen für eine Vielzahl von Bildern des abzubildenden Teils, wobei Magnetresonanzmerkmale des Teils des Körpers in den MR-Signalen in codierter Form für aufeinander folgende Bilder enthalten sind;
b) die Bestimmung von Bildern mit Hilfe einer linearen Transformation von linearen Kombinationen von abgetasteten MR-Signalwerten oder mit Hilfe von linearen Kombinationen von linearen Transformationen der abgetasteten MR-Signalwerte.

Die lineare Transformation ist unter anderem eine Fourier-Transformation, eine Hadamard-Transformation, eine Wavelet-Transformation oder eine gefilterte Rückprojektion. Während der Bildgebung eines stark gekrümmten Teils können Artefakte in denjenigen Regionen auftreten, deren Projektionen in einer Ebene zusammenfallen, die durch die Gradientenrichtungen von zwei temporären Magnetgradientenfeldern bestimmt wird, die für die Phasen- und Frequenzcodierung des MR-Signals verwendet werden. Die Artefakte manifestieren sich in Form einer erhöhten Intensität und einer geringeren Auflösung. Um diesen Artefakten entgegen zu wirken, werden die einzelnen Beiträge zu den MR-Signalen dieser Regionen ermittelt. Zu diesem Zweck wird der abzubildende Teil in erste und zweite Teilstücke unterteilt. Für die Unterteilung in erste und zweite Teilstücke wird a-priori-Wissen über die Geometrie des abzubildenden Teils angewendet. Die empfangenen MR-Signale können in Beiträge unterteilt werden, die von den ersten und den zweiten Teilstücken stammen, indem die Kernspinmagnetisierungen der ersten und der zweiten Teilstücke eine unterschiedliche Amplitude oder Phase erhalten. Die Codierung der Amplitude und Phase der Kernspinmagnetisierungen erfolgt mit Hilfe von 2D-HF- oder 3D-HF-Impulsen und temporären Magnetgradientenfeldern zur Implementierung der getrennten Impulsfolgen für aufeinander folgende Bilder. Die Kernspinmagnetisierungen der ersten und der zweiten Teilstücke erhalten eine erste Codierung mit Hilfe eines ersten 2D-HF-Impulses und temporärer Magnetgradientenfelder zum Erzeugen einer ersten Folge von MR-Signalen, und zur Erzeugung einer zweiten Folge von MR-Signalen erhalten die Kernspinmagnetisierungen der ersten und der zweiten Teilstücke eine zweite Codierung durch einen zweiten 2D-HF-Impuls und temporäre Magnetgradientenfelder.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist ferner dadurch gekennzeichnet, dass das für die Codierung verwendete Schema ein lineares Transformationsschema ist und die Koeffizienten der linearen Kombinationen durch das gewählte Schema bestimmt werden.
Die Codierung der ersten und der zweiten Teilstücke bei der Erzeugung der ersten Folge von MR-Signalen und der zweiten Folge von MR-Signalen zur Bestimmung eines ersten Bildes der ersten Teilstücke und eines zweiten Bildes der zweiten Teilstücke wird durch ein lineares Transformationsschema definiert.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist ferner dadurch gekennzeichnet, dass das lineare Transformationsschema ein Fourier-Schema, ein Hadamard-Schema oder ein Wavelet-Schema ist. Wenn das Fourier-Schema, das Hadamard-Schema oder das Wavelet-Schema verwendet wird, kann ein erstes Bild der ersten Teilstücke aus der Summe von MR-Signalen der ersten und der zweiten Folge, die zu entsprechenden Linien im k-Raum gehören, mit Hilfe beispielsweise einer zweidimensionalen Fourier-Transformation nach dem Empfang der ersten und der zweiten Folge von MR-Signalen rekonstruiert werden. Und ein zweites Bild der zweiten Teilstücke kann mit Hilfe der zweidimensionalen Fourier-Transformation aus der Differenz der MR-Signale der ersten und zweiten Folge, die zu ent sprechenden Linien im k-Raum gehören, rekonstruiert werden. Die Aufteilung der Bildinformationen in ein erstes Bild der ersten Teilstücke und ein zweites Bild der zweiten Teilstücke kann auch nach der Fourier-Transformation durchgeführt werden, da die Fourier-Transformation eine lineare Transformation ist.
Die Beschreibung des k-Raums ist unter anderem aus dem Artikel „The k-trajectory formulation of the NMR imaging process with applications in analysis and synthesis of imaging methods", erschienen in Med. Phys., Band 10, im Jahr 1983, auf den Seiten 610–621, bekannt. Die Abtastung von MR-Signalen und die Verarbeitung der MR-Signale von einer Schicht des Objekts zu einem Bild kann hinsichtlich des k-Raums beschrieben werden, so dass die Frequenz und die Phase des MR-Signals mit einer Position in dem Objekt über die Stärke der Magnetgradientenfelder gekoppelt werden. Die Position des abgetasteten Wertes in Bezug auf den Ursprung des k-Raums wird durch das Zeitintegral der temporären Magnetgradientenfelder definiert, die vor und während der Abtastung des MR-Signals vorliegen. In herkömmlicher Schreibweise entspricht die k_x-Achse des k-Raums der Frequenz des MR-Signals und die k_y-Achse entspricht der Phase des MR-Signals.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist ferner dadurch gekennzeichnet, dass es eine Streckoperation umfasst, bei der eine lineare Achse auf eine gestreckte Achse abgebildet wird. Die lineare Achse gehört zu einer Position in der Gradientenrichtung des temporären Magnetgradientenfeldes, das für die Phasencodierung oder die Frequenzcodierung des MR-Signals verwendet wird, und die gestreckte Achse gehört zu einer Position an dem gekrümmten Teil. Durch die Anwendung dieser Streckoperation wird das Bild transformiert, so dass einem Auflösungsverlust des Bildes des gekrümmten Teils durch die Verwendung der gestreckten Achse entgegen gewirkt werden kann.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist auch dadurch gekennzeichnet, dass es ferner folgende Schritte umfasst:

a) die Bestimmung einer Korrekturmaske aus einer Form des gekrümmten Teils des Körpers;
b) die Korrektur der Intensität eines Bildes des gekrümmten Teils mit Hilfe der Korrekturmaske. Unerwünschte Intensitätsschwankungen entstehen auch während der Bildgebung eines gekrümmten Teils. Die Intensitätsschwankungen entstehen aus dem Grund, dass sich das MR-Signal aus einer Projektion der Kernspinmagnetisierung des gekrümmten Teils auf eine Ebene ergibt, die durch die Gradientenrichtungen der temporären Magnet gradientenfelder für die Anwendung einer Phase und einer Frequenz in dem MR-Signal definiert wird. Um diesen Intensitätsschwankungen entgegen zu wirken, wird eine Korrekturmaske aus der geometrischen Form des gekrümmten Teils bestimmt, mit der das Bild korrigiert wird.

Ein weiteres erfindungsgemäßes Verfahren, bei dem 2D-HF-Impulse zur Bildgebung eines Teils eines Körpers verwendet werden, ist dadurch gekennzeichnet, dass es ferner folgende Schritte umfasst:

a) die Unterteilung des Teils des Körpers in mehrere Teilstücke,
b) die wiederholte Erzeugung von MR-Signalen in den Teilstücken mit Hilfe der HF-Impulse und temporärer Magnetgradientenfelder, wobei die magnetischen Resonanzmerkmale jedes Teilstücks in den MR-Signalen gemäß einem Codierschema codiert werden,
c) die Rekonstruktion des Bildes des Teils mit Hilfe einer Rücktransformation des gewählten Codierschemas der abgetasteten MR-Signalwerte und eindimensionaler Fourier-Transformationen.

Der gekrümmte Teil wird auf der Grundlage von a-priori-Wissen in Teilstücke auf einer gekrümmten Linie unterteilt. Die gekrümmte Linie bildet einen Teil des gekrümmten Teils und liegt in einer Ebene, die senkrecht zur Gradientenrichtung des temporären Magnetgradientenfelds für die Frequenzcodierung des MR-Signals verläuft. Die Anzahl der Teilstücke wird durch die gewünschte Auflösung des Bildes auf der Linie bestimmt. Diese Anzahl bestimmt gleichzeitig die kleinste Anzahl von MR-Signalen, die für die Rekonstruktion eines Bildes zu erzeugen sind. Anschließend wird die Kernspinmagnetisierung von aufeinander folgenden Teilstücken des gekrümmten Teils mit Hilfe der 2D-HF-Impulse und der temporären Magnetgradientenfelder codiert. Danach wird mit Hilfe einer Impulsfolge ein MR-Signal erzeugt. Nach der Erzeugung, dem Empfang und der Abtastung der Anzahl von MR-Signalen kann ein Bild des gekrümmten Teils rekonstruiert werden, indem erst die getrennten Beiträge der Teilstücke mit Hilfe einer Rücktransformation der abgetasteten MR-Signale bestimmt werden und dann mit Hilfe von eindimensionalen Fourier-Transformationen der einzelnen Beiträge der Teilstücke ein Bild ermittelt wird. Eine Dimension des rekonstruierten Bildes wird dann durch die Gradientenrichtung des temporären Magnetgradientenfeldes gebildet, das für die Frequenzcodierung in dem MR-Signal geschaffen wird, und die andere Dimension wird durch eine gestreckte Version der gekrümmten Linie gebildet, auf der die Positionen der Teilstücke auf der gekrümmten Linie angeordnet sind. Ein Unterschied zu einem bekannten Verfahren zur Bildgebung von geraden Schichten, beispielsweise der Echo-Planar-Bildgebung (engl. Echo Planar Imaging, EPI) besteht darin, dass bei dem EPI-Verfahren zuerst die gesamte gerade Schicht des Objektes in aufeinander folgenden Bildimpulsfolgen erregt wird, und anschließend die Kernspinquermagnetisierungen der Teilstücke der geraden Schicht mit Hilfe eines temporären Magnetgradientenfeldes unterschiedliche Phasencodes erhalten. Danach wird ein MR-Signal mit einem temporären Magnetgradientenfeld erzeugt. Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren erhalten im Gegensatz dazu die Teilstücke des gekrümmten Teils Codes für die Kernspinquermagnetisierung in aufeinander folgenden Bildimpulsfolgen mit Hilfe eines 2D-HF-Impulses und temporärer Magnetgradientenfelder, wonach ein MR-Signal mit Hilfe eines temporären Magnetgradientenfeldes erzeugt wird.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist ferner dadurch gekennzeichnet, dass das verwendete Codierschema ein lineares Transformationsschema ist.
Für die aufeinander folgenden MR-Signale sind verschiedene Codierschemata möglich. Die einzelnen Beiträge der Teilstücke werden mit Hilfe der Rücktransformation auf der Grundlage des gewählten Codierschemas bestimmt, und danach wird ein Bild des gekrümmten Teils mit Hilfe der 1D-Fourier-Transformationen der einzelnen Beiträge rekonstruiert.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist ferner dadurch gekennzeichnet, dass das verwendete Codierschema ein Fourier-Schema, ein Hadamard-Schema oder ein Wavelet-Schema ist. Der Vorteil der Verwendung des Hadamard-Schemas oder des Wavelet-Schemas gegenüber dem Fourier-Schema besteht darin, dass die Reduzierung des Blickfeldes auf die Dimensionen des gekrümmten Teils ohne starke Artefakte durch den Gibbsschen Effekt erfolgen kann. Diese Artefakte können auftreten, wenn eine begrenzte Anzahl von Punkten einer Fourier-Transformation unterzogen werden muss. Dieser Effekt ist in der Nähe von Rändern ziemlich dramatisch. Andere lineare Transformationsschemata, die verwendet werden können, sind beispielsweise Kosinus-Transformationen und Sinus-Transformationen.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist auch dadurch gekennzeichnet, dass bei der Erzeugung von MR-Signalen eine Impulsfolge verwendet wird, die auch HF-Impulse und temporäre Magnetgradientenfelder zum Unterdrücken eines Beitrags zu den MR-Signalen von einer in dem Körper selbst enthaltenen Substanz beinhaltet. Unerwünschte Komponenten in den MR-Signalen, die zum Beispiel durch die Anwesenheit von Fett in den Geweben verursacht werden, können mittels dieser Maßnahme unterdrückt werden. Ein geeigneter HF-Impuls hierfür ist ein 180°-HF-Impuls, der chemisch selektiv ausstrahlt, wodurch nur die Kernspinquermagnetisierung von Wasser neu fokussiert wird.
Eine MR-Vorrichtung zur erfindungsgemäßen Bildgebung eines Teils eines Körpers ist gekennzeichnet durch die in Anspruch 11 dargelegten Merkmale.
Die oben genannten und weitere, ausführlichere Aspekte der Erfindung werden im Folgenden anhand von Beispielen unter Bezugnahme auf die Zeichnung näher beschrieben. Es zeigen:
1 eine MR-Vorrichtung zur Bildgebung von Objekten;
2 einen 2D-HF-Impuls mit temporären Magnetgradientenfeldern in der x- und y-Richtung;
3 zwei Teile eines Querschnitts eines Zylinders;
4 aufeinander folgende Phasen eines Bildrekonstruktionsprozesses;
5 ein Intensitätsprofil eines gekrümmten Teils;
6 einen stark gekrümmten Teil mit einer Unterteilung in erste und zweite Teilstücke;
7 die Rekonstruktion eines stark gekrümmten Teils;
8 ein Ergebnis einer Streckoperation;
9 ein Intensitätsprofil zur Bestimmung einer Korrektur;
10 einen gekrümmten Teil auf der Linie S;
11 eine 2D-HF-Impulsfolge;
12 ein Hadamard-Codierprofil;
13 ein Wavelet-Codierprofil;
14 ein Hadamard-Codierschema;
15 ein Wavelet-Codierschema; und
16 eine 2D-HF-Impulsfolge, die einen Impuls zur Fettunterdrückung enthält.
In 1 ist eine Magnetresonanzvorrichtung dargestellt, die an sich bekannt ist. Die MR-Vorrichtung 100 umfasst ein erstes Magnetsystem 101 zum Erzeugen eines statischen Magnetfeldes, ein zweites Magnetsystem 102, 103, 104 zum Erzeugen temporärer Magnetgradientenfelder mit Gradienten in drei senkrecht zueinander stehenden Richtungen und Versorgungseinheiten 110 für das zweite Magnetsystem 102, 103, 104. Die Versorgung für das erste Magnetsystem 101 ist nicht dargestellt. Das System umfasst einen Diagnoseraum, der groß genug ist, um einen Teil eines zu diagnostizierenden Körpers 106 aufzunehmen. Wie es allgemein üblich ist, ist die Richtung des statischen Magnetfeldes die z-Richtung eines Koordinatensystems, das in der vorliegenden Figur und der Beschreibung dargestellt ist. Eine HF-Sendespule 105 dient dazu, HF-Felder zu erzeugen, und ist mit einer HF-Quelle und einem Modulator 107 verbunden. Die HF-Sendespule wird um oder an oder neben einen Teil des Körpers im Diagnoseraum angelegt. Eine Empfangsspule 114 dient zum Empfangen eines Magnetresonanzsignals. Hierbei kann es sich um dieselbe Spule handeln wie die HF-Sendespule 105. Die HF-Sende-Empfangsspule 105 ist über eine Sende-Empfangsschaltung 108 mit einer Signalverstärker- und -demodulationseinheit 109 verbunden. In der Signalverstärker- und -demodulationseinheit 109 werden eine abgetastete Phase und eine abgetastete Amplitude von den empfangenen MR-Signalen abgeleitet. Danach werden die abgetastete Phase und die abgetastete Amplitude einer Verarbeitungseinheit 112 zugeführt. Die Verarbeitungseinheit 112 verarbeitet die zugeführte Phase und Amplitude mit Hilfe von beispielsweise einer zweidimensionalen Fourier-Transformation zu einem Bild. Dieses Bild wird auf einem Monitor 113 angezeigt. Die MR-Vorrichtung 100 umfasst auch eine Steuereinheit 111. Die Steuereinheit 111 erzeugt Steuersignale für den HF-Sender 107, die Versorgungseinheiten 110 und die Verarbeitungseinheit 112.
Wird die MR-Vorrichtung eingeschaltet und befindet sich der Körper 106 in dem Magnetfeld, wird eine kleine Mehrheit von Kernspins in dem Körper nach der Richtung des Magnetfeldes ausgerichtet. Im Gleichgewichtszustand führt dies zu einer Nettomagnetisierung M₀ der Substanz des Körpers 106, die parallel zur Richtung des Magnetfeldes liegt. Diese makroskopische Magnetisierung M₀ kann verändert werden, indem der Körper 106 HF-Impulsen ausgesetzt wird, die eine Frequenz gleich der gyromagnetischen Frequenz der Kernspins aufweisen. Die Kernspins werden dadurch erregt, und die Richtung der Magnetisierung M₀ ändert sich. Wenn der Körper mit geeigneten HF-Impulsen bestrahlt wird, wird eine Drehung des makroskopischen Magnetisierungsvektors erreicht, deren Winkel Flip-Winkel genannt wird. Die Resonanzfrequenz und die Magnetisierung werden lokal durch die Einführung von Änderungen in das Magnetfeld durch das Anlegen von temporären Magnetgradientenfeldern beeinflusst. Die Verwendung von in geeigneter Weise gewählten Impulsfolgen, die HF-Impulse und temporäre Magnetgradientenfelder umfassen, werden MR-Signale in dem Körper hervorgerufen. Die MR-Signale liefern Informationen über bestimmte Arten von Kernen, zum Beispiel von Wasserstoffkernen, und die Substanz, die diese Wasserstoffkerne enthält. Informationen über die inneren Strukturen des Körpers ergeben sich aus der Analyse der MR-Signale und deren Darstellung in Form von Bildern. Eine genauere Beschreibung von Magnetresonanzbildern und Magnetresonanzinformationen ist in dem Buch „Practical NMR Imaging" von M. A. Foster und J. M. S. Hutchinson, erschienen 1987 bei IRL Press, zu finden.
In 2 ist ein Beispiel für einen 2D-HF-Impuls mit temporären Magnetgradientenfeldern dargestellt, der in einem erfindungsgemäßen Verfahren verwendet wird. Der 2D-HF-Impuls umfasst eine Größenwellenform 201 und eine Phasenwellenform 202. Der 2D-HF-Impuls wird zusammen mit einem ersten temporären linearen Magnetgradientenfeld 210 mit einem Gradienten in der x-Richtung und einem zweiten temporären linearen Magnetgradientenfeld 220 mit einem Gradienten in der y-Richtung zur Erregung und zum Anlegen einer Phase in der Kernspinquermagnetisierung der Region verwendet, die einen gekrümmten Teil des Körpers 106 umfasst. Die komplexe Wellenform des 2D-HF-Impulses kann zum Beispiel durch Abtasten entlang einer spiralförmigen Bahn im k-Raum einer Fourier-Transformation einer geometrischen Form des gekrümmten Teils ermittelt werden, wobei die Größe und die Phase des 2D-HF-Irmulses zu einem bestimmten Zeitpunkt gleich der Größe und Phase der Fourier-Transformation der geometrischen Form an einer Position auf der spiralförmigen Bahn sind, wobei die Position diesem Zeitpunkt entspricht. Die Position im k-Raum zu einem bestimmten Zeitpunkt t ergibt sich aus
Für weitere Informationen zur Erzeugung von 2D-HF- und 3D-HF-Impulsen wird auf den Artikel „A Linear Class of Large-Tip-Angle Selective Excitation Pulses" von J. Pauli et al verwiesen, der im Journal of Magnetic Resonance, 82, 1989, auf den Seiten 571–587 erschienen ist.
Die spiralförmige Bahn wird von der Wellenform des ersten temporären Magnetgradientenfeldes 210 und der Wellenform des zweiten temporären Magnetgradientenfeldes 220 erzeugt. Wirbelströmen wird dadurch entgegen gewirkt, dass das erste und das zweite temporäre Magnetgradientenfeld 210, 220 beispielsweise so gewählt werden können, dass die Stärke des ersten temporären Magnetgradientenfeldes 210 und die Stärke des zweiten temporären Magnetgradientenfeldes 220 während des Vorliegens des 2D-HF- Impulses einen spiralförmigen Pfad mit einer konstanten Winkelgeschwindigkeit in dem k-Raum beschreiben. Zusätzlich entsteht dann ein 2D-HF-Impuls, der sich selbst neu fokussiert und linear ist. Ferner wird der 2D-HF-Impuls 201 in eine Bildimpulsfolge integriert. Die Bildimpulsfolge umfasst ein drittes temporäres Magnetgradientenfeld 221 mit einem Gradienten in der y-Richtung zur Phasencodierung und ein viertes temporäres Magnetgradientenfeld 230 mit einem Gradienten in der z-Richtung zur Erzeugung eines MR-Signals 240 und zur Frequenzcodierung in dem MR-Signal. Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung zur Bildgebung eines gekrümmten Teils ist in 3 dargestellt, die ein zweidimensionales Beispiel zeigt.
3 zeigt einen Querschnitt einer gekrümmten Region, die aus der Wand des Zylinders 300 besteht und einen Teil des Körpers 106 umfasst. Die Längsrichtung des Zylinders 300 verläuft hier als Beispiel parallel zur z-Achse. Die Zylinderwand 301 umfasst die Region des Körpers, die selektiv durch beispielsweise einen 2D-HF-Impuls gefolgt von einer Bildimpulsfolge erregt wird, wie es in Bezug auf 2 beschrieben wurde. Das abgetastete MR-Signal enthält nun Beiträge von der Kernspinquermagnetisierung sowohl des ersten Teils 302 als auch des zweiten Teils 303 der Zylinderwand 301; da die Projektion des ersten Teils 302 auf die yz-Ebene mit der Projektion des zweiten Teils 303 auf die yz-Ebene zusammenfällt, ist es nicht möglich, die einzelnen Beiträge von den Teilen 302, 303 zu ermitteln. Ist der 2D-HF-Impuls so geformt, dass die Kernspins in einem Zylinder 300, der die Oberfläche des Herzmuskels umfasst, erregt werden, dann werden die Blutgefäße des Herzmuskels in diesem Zylinder auf die yz-Ebene projiziert, und es kann ein MR-Angiogramm erzielt werden. Es ist unerheblich, ob die auf dem Herzmuskel befindlichen Blutgefäße auf eine einzige Ebene projiziert werden, da der Mediziner bei angiografischen Untersuchungen daran gewöhnt ist. Bei anderen Untersuchungen kann es jedoch erforderlich sein, die einzelnen Beiträge des ersten Teils 302 und des zweiten Teils 303 zu dem MR-Signal zu bestimmen. Zur Bestimmung der einzelnen Beiträge des ersten Teils 302 und des zweiten Teils 303 zu den MR-Signalen erzeugt das erfindungsgemäße Verfahren in einem ersten Experiment eine erste Folge von MR-Signalen und in einem zweiten Experiment eine zweite Folge von MR-Signalen, wobei eine Codierung der Kernspinquermagnetisierung in den beiden Teilen 302, 303 in beiden Experimenten durch die Verwendung von 2D-HF-Impulsen und in geeigneter Weise ausgewählten temporären Magnetgradientenfeldern bei der Erzeugung der MR-Signale erfolgt. In den beiden Teilen 302, 303 wird eine Kernspinquermagnetisierung mit einer ersten Codierung geschaffen, um eine erste Folge von MR-Signalen zu erzeugen. In den beiden Teilen 302, 303 wird eine Kernspinquermagnetisierung mit einer zweiten Codierung geschaffen, um eine zweite Folge von MR-Signalen zu erzeugen. Die erste Codierung wird so gewählt, dass die Phase der Quermagnetisierung des ersten Teils 302 der Phase der Kernspinquermagnetisierung des zweiten Teils 303 entspricht. Die zweite Codierung wird so gewählt, dass die Phase der Kernspinquermagnetisierung des ersten Teils 302 entgegengesetzt zur Phase der Kernspinquermagnetisierung des zweiten Teils 303 ist. Die erzeugten MR-Signale werden in der Demodulationseinheit 109 empfangen und abgetastet. Anschließend wird in der Verarbeitungseinheit 112 eine Rekonstruktion durchgeführt. Diese Rekonstruktion könnte zum Beispiel auf einer 2D-Fourier-Transformation basieren, jedoch sind eine gefilterte Rückprojektion oder andere lineare Transformationen ebenfalls mögliche Rekonstruktionsverfahren. Der Monitor 113 zeigt das rekonstruierte Bild an. Die Rekonstruktion des Bildes des ersten Teils 302 und des zweiten Teils 303 wird unter Bezugnahme auf 4 erläutert.
4 zeigt einen ersten Querschnitt 400 einer Zylinderwand in der xy-Ebene. Wenn die Zylinderwand als ein Projektionsbild in die yz-Ebene abgebildet wird, sind die von einem ersten Teil mit einem Querschnitt 402 und von einem zweiten Teil mit einem Querschnitt 403 stammenden MR-Signale in dem Projektionsbild nicht zu unterscheiden. Gemäß einem erfindungsgemäßen Verfahren wird in einem ersten Experiment ein erster Datensatz S₁(i, j) der Zylinderwand erzeugt, indem ein erster geeigneter 2D-HF-Impuls und ein in geeigneter Weise gewähltes temporäres Gradientenfeld ausgewählt werden, und in einem zweiten Experiment wird ein zweiter Datensatz S₂(i, j) durch einen zweiten geeigneten 2D-HF-Impuls und ein in geeigneter Weise gewähltes temporäres Gradientenfeld erzeugt. In beiden Experimenten wird die Kernspinmagnetisierung der Zylinderwand erregt, wobei jedoch in dem zweiten Experiment durch den zweiten 2D-HF-Impuls eine Phasendifferenz von 180° zwischen den von dem ersten Teil mit dem Querschnitt 403 stammenden MR-Signalen und den von dem zweiten Teil mit dem Querschnitt 402 stammenden MR-Signalen eingefügt wird. Die Codierung eines ersten Teils wird durch den Querschnitt 401 der Zylinderwand sichtbar gemacht, in dem die Kernspinmagnetisierung des gekennzeichneten Teils eine Phasendifferenz von 180° zur Magnetisierung des nicht gekennzeichneten Teils aufweist. Anschließend werden ein erstes Bild I₁(i, j) des ersten Teils mit einem Querschnitt 402 und ein zweites Bild I₂(i, j) des zweiten Teils mit einem Querschnitt 403 folgendermaßen ermittelt: I1(i, j) = S1(i, j) + S2(i, 1) (3) I2(i, j) = S1(i, j) – S2(i, j) (4)
Die Koeffizienten 1,1 der ersten Gleichung (3) und die Koeffizienten 1-1 der zweiten Gleichung (4) entsprechen den Koeffizienten von unter anderem einer 2 × 2-Fourier-Matrix, einer 2 × 2-Hadamard-Matrix oder einer 2 × 2-Wavelet-Matrix. Beide rekonstruierte Bilder I₁(i, j) und I₂(i, j) sind Projektionen des ersten bzw. zweiten Teils der Zylinderwand auf die von der yz-Achse definierte Ebene.
Mit einigen Abwandlungen kann das Verfahren auch verwendet werden, um Intensitätsschwankungen und einem Verlust der Auflösung entgegen zu wirken, die bei der Bildgebung von stark gekrümmten Teilen auftreten. Dieses Verfahren wird genauer unter Bezugnahme auf die 5, 6 und 7 erläutert. Als Beispiel werden bei der Erläuterung des Verfahrens Intensitätsprofile von Bildern anstelle von zweidimensionalen Bildern verwendet. 5 zeigt ein Intensitätsprofil 501 eines Bildes eines gekrümmten Teils einer Zylinderwand mit einem Querschnitt 500. Das Intensitätsprofil 501 ist eine Projektion des Querschnitts 500 der Zylinderwand auf die Linie 502, die einen Teil der yz-Ebene bildet. Infolgedessen werden die Enden 503 mit erhöhter Intensität 504 und geringerer Auflösung abgebildet.
Bei einem erfindungsgemäßen Verfahren wird dieser Intensitätsänderung und diesem Auflösungsverlust entgegen gewirkt, indem der Querschnitt 500 in eine Anzahl von ersten und zweiten Teilstücken unterteilt wird, wobei die Größe der Teilstücke auf der Grundlage von a-priori-Wissen über den Querschnitt 500 des gekrümmten Teils und der Gradientenrichtungen der anzuwendenden Bildgebungsgradientenfelder so gewählt wird, dass sie in den Regionen des Querschnitts des gekrümmten Teils abnimmt, in denen Intensitätsschwankungen erwartet werden können. Das a-priori-Wissen kann beispielsweise durch ein schnelles, herkömmliches Bild mit geringer Auflösung erzielt werden. Nachfolgend werden in zwei Experimenten eine erste und eine zweite Folge von MR-Signalen erzeugt, wobei eine Codierung der Kernspinquermagnetisierung in den Teilstücken durch die Verwendung von 2D-HF-Impulsen und in geeigneter Weise gewählten temporären Magnetgradientenfeldern bei der Erzeugung der MR-Signale erfolgt. Bei dem ersten Experiment weist die Kernspinquermagnetisierung der ersten und zweiten Teilstücke bei der Erzeugung der ersten Folge von MR-Signalen die gleiche Phase auf. Bei dem zweiten Experiment weist die Kernspinquermagnetisierung der ersten und der zweiten Teilstücke bei der Erzeugung der MR-Signale eine Phasendifferenz von 180° auf. 6 zeigt einen Querschnitt 600 mit ersten Teilstücken 601 und zweiten Teilstücken 602. Die Bestimmung der Kerns pinmagnetisierung der ersten Teilstücke 601 und der zweiten Teilstücke 602 aus den empfangenen ersten und zweiten Folgen von MR-Signalen wird unter Bezugnahme auf 7 erläutert. 7 zeigt ein erstes Intensitätsprofil 701 des Querschnitts 600 auf einer ersten Achse 700. Das erste Intensitätsprofil 701 wird aus der ersten Folge von MR-Signalen rekonstruiert, wobei das erste Intensitätsprofil erhöhte Intensitäten und eine geringere Auflösung an einem ersten Ende 702 und einem zweiten Ende 703 aufweist. Ein zweites Intensitätsprofil 704 desselben Querschnitts 600 wird aus der zweiten Folge von MR-Signalen rekonstruiert. Ein drittes Intensitätsprofil 705 der ersten Teilstücke 601 wird durch die Summe des ersten Intensitätsprofils 701 und des zweiten Intensitätsprofils 704 gebildet. In gleicher Weise wird ein viertes Intensitätsprofil 706 der zweiten Teilstücke 602 durch die Differenz zwischen dem ersten Intensitätsprofil 701 und dem zweiten Intensitätsprofil 704 gebildet. Das fünfte Intensitätsprofil 707 des vollständig rekonstruierten Querschnittes 600, bei dem die Intensitätsschwankungen unterdrückt wurden und die Auflösung an den Enden erhöht wurde, wird durch die Kombination einer gestreckten Version des dritten Intensitätsprofils 705 der ersten Teilstücke 601 und einer gestreckten Version des vierten Intensitätsprofils 706 der zweiten Teilstücke 602 erreicht. Die Streckoperation bildet eine Position auf der Achse 700 auf eine Position auf einer gestreckten Achse 708 in 7 des gestreckten Intensitätsprofils 707 ab. Diese Streckoperation basiert auf der Kenntnis der Position eines Teilstücks auf dem Querschnitt 600 und seiner entsprechenden Position auf einer Achse 708 des Intensitätsprofils 707. Diese Streckoperation kann zum Beispiel durch eine Riemannsche Transformation ermittelt werden. 8 zeigt ein Ergebnis der Streckoperation, wobei eine Position auf einer ersten Achse 802 in eine Position auf einer zweiten Achse 803 transformiert wird. Das Ergebnis der Streckoperation ist, dass eine Projektion P' eines Punktes P auf der Kurvenlinie 800 auf die erste Achse 802 einem Winkel β einer Radiuslinie 801 durch den Ursprung O und die Position P entspricht, der die erste Achse 802 kreuzt, wobei der Wert von β auf ein Intervall <0, π> auf der zweiten Achse 803 abgebildet wird. Nachfolgend hat das Bild des gekrümmten Teils der Zylinderwand eine Achse, die der Kurvenlänge entspricht.
Noch weitere Intensitätsschwankungen können in einem Bild eines weniger stark gekrümmten Teils auftreten. Diese Intensitätsschwankungen treten auf, weil das MR-Signal durch eine Projektion der Kernspinmagnetisierung des gekrümmten Teils auf eine Ebene bestimmt wird, die durch die Gradientenrichtungen der Phase und der Frequenz von temporären Magnetgradientenfeldern definiert wird. Die Korrektur dieser Intensitäts schwankungen kann mit Hilfe eines weiteren erfindungsgemäßen Verfahrens erfolgen, das unter Bezugnahme auf 9 erläutert wird. 9 zeigt einen Querschnitt 900 eines gekrümmten Teils und ein Intensitätsprofil 901, das der Projektion des Querschnitts des gekrümmten Teils auf die yz-Ebene entspricht. Eine Korrekturfunktion F_c(y) wird aus der Krümmung ermittelt, die jeden Punkt des Intensitätsprofils 901 mit einem konstanten Wert I_n darstellt. Die Erweiterung des Verfahrens auf zwei Dimensionen bedeutet, dass eine Korrekturmaske F_c(k, l) von einem gekrümmten Teil abgeleitet wird. Diese Korrekturmaske F_c(k, l) bringt den Wert eines Pixels I_k,l eines Bezugsbildes I_i(k, l) auf einen konstanten Wert I_n, indem er mit einem Wert F_c(k, l) eines entsprechenden Pixels der Korrekturmaske F_c(k, l) multipliziert wird. Ein korrigiertes Bild I_c(k, l) wird nun dadurch ermittelt, dass jedes Pixel I(k, l) eines Bildes I_i(k, l) des gekrümmten Teils in der Verarbeitungseinheit 112 mit einem Wert F_c(k, l) der Korrekturmaske F_c(k, l) multipliziert wird. Dieses Verfahren kann auch mit den in den Beschreibungen der 4, 5, 6, 7 und 10 erläuterten Verfahren kombiniert werden.
Ein zweites erfindungsgemäßes Verfahren zur Bildgebung eines gekrümmten Teils eines in dem statischen Magnetfeld der MR-Vorrichtung angeordneten Objektes wird unter Bezugnahme auf 10 erläutert. 10 zeigt als Beispiel einen Querschnitt 1000 in der xy-Ebene eines gekrümmten Teils. Der gekrümmte Teil wird auf der Grundlage von a-priori-Wissen in eine Anzahl von Teilstücken unterteilt, um ein Bild mit m × n Pixeln zu erhalten, beispielsweise in acht vorzugsweise längliche Teilstücke 1001, 1002, ..., 1008. Die Anzahl der Teilstücke ist in der vorliegenden Beschreibung auf 8 begrenzt, um die Übersichtlichkeit des Beispiels zu wahren. In der Praxis liegt die Anzahl der Teilstücke beispielsweise zwischen 16 und 128. Die andere Anzahl n, die die Anzahl der Pixel innerhalb eines Teilstücks definiert, liegt beispielsweise zwischen 16 und 256. Die acht Teilstücke 1001, 1002, ..., 1008 liegen auf einer Linie S. Die Längsrichtung (nicht angegeben) liegt in der z-Richtung senkrecht zur Ebene des Papiers. Die Steuereinheit 111 erzeugt Steuersignale zur Schaffung von Impulsfolgen für die Erzeugung der MR-Signale. Die Kernspinquermagnetisierungen der Teilstücke werden durch das Einfügen eines 2D-HF-Impulses und temporärer linearer Magnetgradientenfelder in die Impulsfolgen codiert, um die Beiträge der Teilstücke zu den MR-Signalen zu trennen. Dies bedeutet, dass MR-Signale nur in einer Region erzeugt werden, die den gekrümmten Teil des Körpers 106 umfasst. 11 zeigt ein Beispiel für eine Impulsfolge zur Erzeugung eines MR-Signals 1140 mit einer Codierung der Kernspinmagnetisierungen der einzelnen Teilstücke 1001, 1002, ..., 1008. Die Codierungen der Kernspinmagnetisierungen der einzelnen Teile erfolgt mit Hilfe von 2D-HF-Impulsen und mit Hilfe eines ersten temporären linearen Magnetgradientenfeldes 1110 mit einem Gradienten in der x-Richtung sowie mit Hilfe eines zweiten temporären linearen Magnetgradientenfeldes 1120 mit einem Gradienten in der y-Richtung. Die komplexe Wellenform des 2D-HF-Impulses besteht aus einer Größenwellenform 1100 und einer Phasenwellenform 1101. Die Größenwellenform und die Phasenwellenform der 2D-HF-Impulse und das erste temporäre Magnetgradientenfeld 1110 und das zweite temporäre Gradientenfeld 1120 werden aus der Form der Kurve und der zu schaffenden Codierung berechnet. Die Empfindlichkeit des 2D-HF-Impulses gegen B₀-Effekte bzw. chemische Verschiebungen kann bei der Bestimmung der Wellenform des 2D-HF-Impulses minimiert werden. Anschließend wird ein MR-Signal 1140 mit Hilfe eines dritten temporären Magnetgradientenfeldes 1130 mit einem Gradienten in der z-Richtung erzeugt. Die erzeugten MR-Signale werden in der Demodulationseinheit 109 empfangen. Eine Rekonstruktion des Bildes aus den abgetasteten MR-Signalen erfolgt in der Verarbeitungseinheit 112. Der Monitor 113 zeigt das rekonstruierte Bild des gekrümmten Teils.
Zur Schaffung eines Bildes, das m × n Pixel eines gekrümmten Teils des Körpers enthält, werden m MR-Signale mit Hilfe von m 2D-HF-Impulsen mit m unterschiedlichen Codierungen für die Kernspinquermagnetisierungen der m Teilstücke erzeugt, wobei jedes MR-Signal in n Abtastwerten abgetastet wird. Das empfangene und abgetastete j-ste MR-Signal M_j(t) ist dann das j-ste summierte Signal der Beiträge von m Teilstücken. Sind die m Impulsfolgen mit m 2D-HF-Impulsen vollständig, stehen m verschiedene Summensignale zur Verfügung, die durch die folgende Matrix dargestellt werden können:
Die Gleichung (5) kann hinsichtlich der Signale S_m(t), die von den einzelnen Teilstücken stammen, wie folgt umgeschrieben werden: Mm(t) = EmmSm(t) (6)wobei
und die Codiermatrix E_mm wird dargestellt durch
wobei |e_jk| ≤ 1 bei 1 ≤ j, k ≤ m. Die Codiermatrix E_mm ist eine nichtsinguläre m × m-Matrix. Die Matrix der einzelnen MR-Signale S_m kann nun aus dem Kehrwert von E und der Gleichung S^m = E –1 / mmM^m(t) ermittelt werden, wobei E –1 / mm die Decodiermatrix darstellt.
Es kann eine Anzahl linearer Codiermatrizen verwendet werden, beispielsweise Fourier-, Hadamard-, Sinus- und Kosinus-Transformation und Wavelet-Transformationen. Die Fourier-, Hadamard- und Sinus- und Kosinus-Transformationen werden in dem Artikel „Methods and algorithms for Fourier transform nuclear magnetic resonance tomography" von Z. H. Cho et al erläutert, der im Journal Optical Society America, A4, im Jahr 1989 auf den Seiten 923–932 erschienen ist. Wavelet-Codierung wird in dem Artikel „Wavelet-encoding MR imaging" von J. B. Weaver erläutert, der in Magnetic Resonance in Medicine, Nr. 24, im Jahr 1992 auf den Seiten 265–287 erschienen ist. Ein Beispiel für aufeinander folgende Codierungen der Kernspinmagnetisierungen von Teilstücken, die zur Hadamard-Codierung und zur Wavelet-Codierung gehören, ist in den 12 und 13 dargestellt.
12 zeigt eine Folge von aufeinander folgenden Erregungsprofilen der acht Teilstücke für acht aufeinander folgende Impulsfolgen in einem Hadamard-Code. 13 zeigt eine Folge von aufeinander folgenden Erregungsprofilen der acht Teilstücke für acht aufeinander folgende Impulsfolgen in dem Wavelet-Code. In beiden Beispielen werden acht MR-Signale mit den acht Impulsen erzeugt. In der Praxis wird eine größere Anzahl von Teilstücken anstelle der acht Teilstücke verwendet, beispielsweise eine Anzahl zwischen 16 und 64. Die in den 14 und 15 angegebenen 1 und –1 stellen Kernspinmagnetisierungsphasen von +180° und –180° dar. Die Hadamard-Codierkoeffizienten sind außerdem Koeffizienten der Codiermatrix aus 14. Die Wavelet-Codierkoeffizienten sind in 15 angegeben. Ein Bild der Teilstücke erhält man durch eine Rücktransformation der abgetasteten MR-Signale auf der Grundlage des verwendeten Codierdiagramms, gefolgt von eindimensionalen Fourier-Transformationen der einzelnen Beiträge von den Teilstücken. Die Dimensionen des rekonstruierten Bildes werden definiert durch eine Linie mit der Länge der Kurvenlinie S, auf der die Positionen jedes Teilstücks angeordnet sind, und die z-Richtung. Bei diesem Ausführungsbeispiel des Verfahrens wird eine Bildimpulsfolge verwendet, wobei ein MR-Signal mit Hilfe eines temporären Magnetgradientenfeldes erzeugt wird. Das erfindungsgemäße Verfahren kann jedoch auch in Verbindung mit anderen Bildimpulsfolgen, wie einem Spinecho, verwendet werden, bei dem ein MR-Signal mit Hilfe eines neu fokussierenden HF-Impulses erzeugt wird.
Ein chemisch selektiver 180°-HF-Impuls kann in eine Bildimpulsfolge zur Erregung einer gekrümmten Region eingefügt werden, um den Beitrag von beispielsweise Fett zum MR-Signal eines gekrümmten Teils des Körpers zu unterdrücken. 16 zeigt eine integrierte Impulsfolge 1600. Eine Region, die einen Teil des Körpers umfasst, wird mit Hilfe einer Gruppe von 2D-HF-Impulsen, wobei jeder der 2D-HF-Impulse eine Größenwellenform 1601 und eine Phasenwellenform 1602 enthält, in Kombination mit einem ersten temporären Magnetgradientenfeld 1610 mit einem Gradienten in der x-Richtung und einem zweiten temporären Magnetgradientenfeld 1620 mit einem Gradienten in der y-Richtung erregt. Anschließend wird ein drittes phasenverschobenes temporäres Magnetgradientenfeld 1630 mit einem Gradienten in der z-Richtung angelegt. Ein 180°-HF-Impuls 1603 wird dann chemisch selektiv eingefügt, so dass die Kernspins von Wasserstoff, die nur in der Substanz vorliegen, neu fokussiert werden. Zur Verhinderung des Durchbrechens eines "freier Induktionszerfall"-Signals werden ein viertes temporäres Magnetgradientenfeld 1611 und ein fünftes temporäres Magnetgradientenfeld 1612, beide mit Gradienten in der x-Richtung, sowie ein sechstes temporäres Magnetgradientenfeld 1621 und ein siebtes temporäres Magnetgradientenfeld 1622, beide mit Gradienten in der y-Richtung, symmetrisch vor und nach dem chemisch selektiven 180°-HF-Impuls 1603 geschaffen. Ferner wird ein MR-Signal 1640 mit Hilfe eines achten temporären Magnetgradientenfeldes 1631 mit einem Gradienten in der z-Richtung erzeugt. Ein Durchbrechen eines "freier Induktionszer fall"-Signals kann aus einem fehlerhaften Refokussierimpuls resultieren. Der Refokussierimpuls kann aus zahlreichen Gründen fehlerhaft sein, zum Beispiel aufgrund von B₁-Feld-Inhomogenitäten oder aufgrund des Frequenzgangs des Refokussierimpulses selbst. Daher erzeugt er auch eine neue Quermagnetisierung, die vor dem Refokussierimpuls nicht vorhanden war. Das durch diese neue Quermagnetisierung erzeugte Signal wird auch als FID-Signal (FID: Free Induction Decay, freier Induktionszerfall) bezeichnet. Dieses FID-Signal umfasst keinerlei Signalcodierung, überlagert das Echosignal und führt zu Bildartefakten. Mit anderen Worten: das FID-Signal bricht in das Erfassungsfenster ein. Durch die Anwendung der symmetrischen Gradientenimpulse wird das FID-Signal erheblich reduziert, die Auswirkungen der Phasenverschiebungen der symmetrischen Gradientenimpulse auf das Echosignal werden jedoch aufgehoben.

Claims

Verfahren zur Bildgebung durch magnetische Resonanz eines Teils eines Körpers, der sich in einem homogenen statischen Magnetfeld befindet, wobei das Verfahren folgende Schritte umfasst: a) die Erzeugung von MR-Signalen in einer Region, die gekrümmt ist und den Teil des Körpers enthält, durch die Verwendung von Impulsfolgen, die HF-Impulse und temporäre lineare Magnetgradientenfelder umfassen, wobei die Amplituden der HF-Impulse und der Gradientenfelder zeitlich schwanken, so dass das gleichzeitige Anlegen von HF-Impulsen und Gradientenfeldern zu einer Erregung nur der gekrümmten Region führt, wobei gleichzeitig Magnetresonanzmerkmale des Teils des Körpers in den MR-Signalen codiert werden, b) Empfang und Abtastung der erzeugten MR-Signale, c) die Rekonstruktion eines Bildes des Teils des Körpers aus den abgetasteten MR-Signalwerten.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass es ferner die folgenden Schritte umfasst: a) die wiederholte Erzeugung und Abtastung von MR-Signalen für eine Vielzahl von Bildern des abzubildenden Teils, wobei Magnetresonanzmerkmale des Teils des Körpers in den MR-Signalen in codierter Form für aufeinander folgende Bilder enthalten sind; b) die Bestimmung von Bildern mit Hilfe einer linearen Transformation von linearen Kombinationen von abgetasteten MR-Signalwerten oder mit Hilfe von linearen Kombinationen von linearen Transformationen der abgetasteten MR-Signalwerte.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass das für die Codierung verwendete Schema ein lineares Transformationsschema ist und die Koeffizienten der linearen Kombinationen durch das gewählte Schema bestimmt werden.
Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Transformationsschema ein Fourier-Schema, ein Hadamard-Schema oder ein Wavelet-Schema ist.
Verfahren nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, dass es ferner eine Streckoperation umfasst, bei der eine lineare Achse auf eine gestreckte Achse abgebildet wird.
Verfahren nach Anspruch 1, 2, 3, 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, dass es weiterhin die folgenden Schritte umfasst: a) die Bestimmung einer Korrekturmaske aus einer Form des gekrümmten Teils der abgetasteten MR-Signalwerte, b) die Korrektur der Intensität eines Bildes des gekrümmten Teils mit Hilfe der Korrekturmaske, um Intensitätsschwankungen entgegen zu wirken.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass es weiterhin die folgenden Schritte umfasst: a) die Unterteilung des Teils des Körpers in mehrere Teilstücke, b) die wiederholte Erzeugung von MR-Signalen in den Teilstücken mit Hilfe der HF-Impulse und temporärer Magnetgradientenfelder, wobei die Magnetresonanzmerkmale jedes Teilstücks in den MR-Signalen gemäß einem Codierschema codiert werden, c) die Rekonstruktion des Bildes des Teils mit Hilfe einer Rücktransformation des gewählten Codierschemas der abgetasteten MR-Signalwerte und eindimensionaler Fourier-Transformationen.
Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass das verwendete Codierschema ein lineares Transformationsschema ist.
Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass das lineare Transformationsschema ein Fourier-Schema, ein Hadamard-Schema oder ein Wavelet-Schema ist.
Verfahren nach Anspruch 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Erzeugung von MR-Signalen eine Impulsfolge verwendet wird, die auch HF-Impulse und temporäre Magnetgradientenfelder enthält, um einen Beitrag zu den MR-Signalen von einer in dem Körper selbst enthaltenen Substanz zu unterdrücken.
MR-Vorrichtung, die vorgesehen ist, um Bilder von einem Teil eines Körpers mit Hilfe von Kernspinresonanz zu erzeugen, und die Folgendes umfasst: a) Mittel (101) zum Erzeugen eines homogenen statischen Magnetfeldes, b) Mittel (105) zum Erzeugen von HF-Impulsen, c) Mittel (102, 103, 104) zum Erzeugen von temporären linearen Magnetgradientenfeldern, d) eine Steuereinheit (111) zum Erzeugen von Steuersignalen für die Mittel zum Erzeugen der HF-Impulse und für die Mittel zum Erzeugen der temporären Magnetgradientenfelder, e) Mittel (109) zum Empfangen, Demodulieren und Abtasten der MR-Signale, f) eine Verarbeitungseinheit (112) zum Verarbeiten der abgetasteten MR-Signale, dadurch gekennzeichnet, dass g) die Steuereinheit so konzipiert ist, dass sie die folgenden Schritte durchführt: die Erzeugung von MR-Signalen mit Hilfe einer zweidimensionalen selektiven Erregung, die das gleichzeitige Anlegen von entsprechenden HF-Impulsen und linearen Magnetgradientenfeldern beinhaltet, wobei die Amplituden der genannten HF-Impulse und Gradientenfelder zeitlich schwanken, so dass nur eine Region erregt wird, die gekrümmt ist und den Teil des Körpers enthält, h) die Mittel (109) zum Abtasten der MR-Signale so ausgelegt sind, dass sie die auf diese Weise erzeugten MR-Signale empfangen und abtasten, i) die Verarbeitungseinheit (112) so ausgelegt ist, dass sie ein Bild des Teils des Körpers aus den abgetasteten MR-Signalen rekonstruiert.