FI86776B - Foerfarande och anordning foer framstaellning av en tvaersnittsplanbild av ett foeremaol under anvaendning av kaernmagnetisk resonans. - Google Patents

Description

86776

Menetelmä ja laite poikkileikkaustasokuvan tuottamiseksi kohteesta käyttäen ydinmagneettista resonanssia Tämä keksintö koskee menetelmää poikkileikkaustason 5 tuottamiseksi käyttäen ydinmagneettista resonanssia sekä laitetta alueen NMR-aktiivisuuden kuvan muodostamiseksi.

Ydinmagneettinen resonanssi, lyhennettynä NMR (nuclear magnetic resonance) edustaa uutta aluetta lääketieteellisessä kuvaamisessa. Se on täysin vaaraton eikä 10 sisällä ionisoivaa säteilyä. Yleisesti sanottuna magneettisia momentteja viritetään tietyillä spintaajuuksilla, jotka ovat verrannolliset paikalliseen magneettikenttään. Näiden spinnien hajoamisesta seuraavat suurtaajuiset signaalit vastaanotetaan käyttäen vastaanottokeloja. Manipu-15 loimalla magneettikenttiä muodostetaan signaalijono, joka edustaa tilavuuden eri alueita. Nämä yhdistetään muodostamaan volumetrinen kuva kehon tiheydestä.

Kuvaava artikkelisarja NMR:stä ilmestyi kesäkuussa 1980 julkaisussa "IEEE Transactions on Nuclear Science, 20 Voi. NS-27, s. 1220 - 1255. Peruskonseptit on kuvattu W.W. Housen johtoartikkelissa "Introduction to the Principles of NMR" s. 1220 - 1226.

Kuvattuna on useita kolmiulotteisia menetelmiä. Yhtä tärkeää ovat kuvanneet P.V. Lauterbur ja C.M. Lou 25 otsikolla "Zeugmatography by Reconstruction from Projections", s. 1227 - 1231. Tässä menetelmässä lineaarinen kenttägradientti kerrostetaan voimakkaalle aksiaaliselle magneettikentälle. Gradientin tuloksena kukin tilavuuden taso gradientin normaalin suunnassa saa eri resonanssitaa-30 juuden. Pursketta, joka sisältää taajuusspektrin, käytetään virittämään samanaikaisesti kutakin tasoa. Vastaanotettu signaali, joka seuraa viritystä, Fourier-muunnetaan sen yksittäisiksi komponenteiksi. Amplitudi kullakin taajuudella edustaa protonitiheyden tasointegraalia. Tämä 35 prosessi voidaan toistaa käyttäen gradienttikenttää eri 86776 2 suunnissa informaation keräämiseksi joukosta tasoja. Näitä tasointegraaleja voidaan käyttää tuottamaan tilavuuden kaksiulotteisia projektiokuvia tai vaihtoehtoisesti kolmiulotteista informaatiota tilavuuden kunkin tilavuusalkion 5 protonitiheydestä.

Projektiokuva saadaan muodostamalla oleellisesti kaikkien niiden tasojen integroitu tiheys, jotka ovat kohtisuorassa projektiokuvan tasoon nähden. Vaadittujen tasojen kokonaismäärä kaikissa kulmissa ja asennoissa on 10 oleellisesti sama kuin kaksiulotteisen projektiokuvan ku va-alkioiden lukumäärä. Rekonstruointiproseduuri sisältää klassisen rekonstruktion projektioista, jota käytetään laajasti nykyisissä tietokoneistetuissa tomografiajärjes-telmistä. Yleisimmin käytetty menettely on konvoluutiopa-15 luuprojektio.

Tehdään kolmiulotteisia rekonstruktioita, jotka muodostavat poikkileikkauskuvia. Lauterburin artikkelissa esitetty ratkaisu sisältää kaksiulotteisten projektioku-vien joukon tekemisen jokaisessa kulmassa kohteen läpi. 20 Viivat niissä projektiokuvissa edustavat kohteen poikki- leikkaustasojen viivaintegraaleja tai projektioita. Siten käyttäen jälleen klassisia rekonstruointitekniikoita voidaan rekonstruoida mikä tahansa haluttu poikkileikkaus-taso.

25 Toinen yleinen menetelmä NMR-kuvausdatan keräämi seksi ja käsittelemiseksi on kuvattu E.R. Andrewin artikkelissa otsikoltaan "Nuclear Magnetic Resonance Imaging: The Multiple Sensitive Point Method” saman julkaisun sivuilla 1232 - 1238. Tässä menetelmässä käytetään selektii-30 vistä järjestelmää, joka kerää dataa kiinnostavan tilavuuden yksittäisistä tilavuusalkioista. Tämä on aikaansaatu käyttäen dynaamisesti vaihtelevia kenttiä gradientteja varten. Yleisesti näiden dynaamisten kenttien yhteydessä kaikki muut paitsi pieni alue, joka ei sisällä ajan suh-35 teen vaihtelevaa kenttää, integroituvat nollaksi. Siten, Λ • —s 3 86776 jos eritaajuiset ajan suhteen vaihtelevat kentät syötetään kolmen kohtisuoran akselin suunnassa, vain yksi piste tai tilavuusalkio ei ole ajan suhteen vaihteleva. Signaali edustaa siten ainoastaan tätä pistettä, ilman että tarvi-5 taan rekonstruointia projektioista.

Tämän järjestelmän vaikeutena on, että se vaatii hyvin pitkän tiedonkeruuajän, koska signaali otetaan yhdestä tilavuusalkiosta kerrallaan. Riittävän pitkä aika täytyy viipyä kussakin tilavuusalkiossa riittävän signaali) likohinasuhteen muodostamiseksi. Tätä ongelmaa lievitetään käyttäen dynaamisia gradientteja kahdella akselilla ja staattista gradienttia kolmannella akselilla. Siten kolmannen akselin suunnassa kukin asento vastaa jälleen eri taajuutta. Käyttäen laajakaistaista viritystä ja Fourier-15 muuntamalla vastaanotettu signaali taajuusspektri muodos taa samanaikaisesti tilavuusalkiorivin tiheyden linjaa pitkin. Linja on se, joka vastaa kahden kohtisuoran dynaamisen gradientin leikkausta, missä kaikki muut paitsi yksi linja keskiarvoistuvat nollaksi.

20 Vaikka tämä menetelmä välttää liikevirheet, jotka aiheutuvat projektioista rekonstruoitaessa, se edelleen muodostaa suhteellisen pitkän tiedonkeruuajän yhdessä fysiologisista liikkeistä mukaan lukien hengitys- ja verenkierto seuraavan hämärtymisen kanssa.

25 Kolmas kuvausmenetelmä on myös linja- tai pistese- lektiivinen ja sitä on kuvattu L.E. Crooksin artikkelissa otsikoltaan "Selective Irradiation Line Scan Techniques for NMR Imaging" saman julkaisun sivuilla 1239 - 1244. Tällä yleisellä ratkaisulla on joukko muunnoksia. Yhdessä 30 käytetään selektiivistä pulssia virittämään yksi kiinnostava taso käyttäen staattista gradienttia ja sopivasti muovattua pulssia. Viritetystä tasosta tuloksena oleva signaali tallennetaan. Tasapainon jälkeen viritetään kohtisuora taso korkeammalla intensiteetillä siten, että mag-35 netisointi käännetään tai tehdään negatiiviseksi. Tämän 86776 4 tyyppinen säteily ei tuota vastaanotettavaa signaalia. Ensimmäinen vaihe toistetaan sitten selektiivisesti virittämällä kiinnostava taso ja tallentamalla resultoiva signaali. Tässä tapauksessa puuttuu kuitenkin linja kiinnos-5 tavasta tasosta, koska sen on saturoinut kiinnostavan tason suhteen kohtisuoran tason korkeaintensiteettinen viritys. Siten leikkauslinja ei sisälly resultoivaan signaaliin. Ensimmäisen ja toisen tallennetun signaalin yksinkertainen vähennyslasku edustaa leikkauslinjaa. Mittaamal-10 la eri linjoja useissa kulmissa ja asennoissa kiinnostuvassa tasossa käyttäen tätä vähennysmenettelyä tehdään tason rekonstruktiokuva käyttäen klassisia projektiosta rekonstruointitekniikoita.

Vaihtoehtoinen samaa kohtisuorien tasojen linja-15 leikkausta käyttävä toteutus välttää vähennysoperaation. Tässä tapauksessa kohtisuora taso viritetään välittömästi invertoivalla säteilyllä. Leikkauslinjaan vaikutetaan, niin että tuotetaan spinkaikusignaali myöhempänä ajankohtana. Siten tänä myöhempänä ajankohtana signaali edustaa 20 vain haluttua linjaa. Jälleen käytetään joukkoa viivain-tegraalisignaaleja muodostamaan poikkileikkauskuva.

Samanlaisia herkkyyspiste- ja herkkyysIinjamenetel-miä on ehdotettu, jotka johtavat kaikkien muiden, paitsi tietyn kiinnostavan tason saturaatioon. Tätä seuraa välit-25 tömästi samanlainen viritys kohtisuorassa suunnassa, joka saturoi kaiken muun tasossa, paitsi yhden linjan. Voidaan kerätä joko viivaintegraalisignaali tai voidaan käyttää kolmatta kohtisuoraa viritystä signaalin saamiseksi yhdestä pisteestä tai tilavuusalkiosta. Saturaatio saavutetaan 30 suhteellisen pitkällä "poltto" suurtaajuuspulssilla gradientin läsnä ollessa, joka demagnetisoi alueen, joka vastaa viritettyjä taajuuksia. Tätä proseduuria on kuvattu A.N. Garroway, P.K. Grannellin ja P. Mansfieldin artikkelissa "Image Formation in NMR by a Selective Irradiative 35 Process", joka on julkaistu julkaisussa J. Phys. C: Solid State Physics, Voi. 7, 1974, sivut L457 - L462.

Γ· /".

\ \ .

86776 5

Vielä eräs lähestymistapa NMR kuvaamiseen on kuvattu tuoreessa kirjassa otsikoltaan "Nuclear Magnetic Resonance Imaging in Medicine", julkaistu 1981, Igaku-Shoin, Ltd. Tokio toimesta. Tämän kirjan kolmannessa lu-5 vussa Lawrence E. Crooks luo katsauksen eri kuvausteknii-koihin. Jo mainittujen menetelmien lisäksi on kuvattu toinen tasointegrointitoteutus sivuilla 44 - 47. Tässä kukin tasointegraali on vaihekoodattu syöttämällä gradientti kohtisuorassa tason suhteen. Kun gradientti poistetaan, 10 tason ytimillä on sykliset vaihejakautumat riippuen magneettikentän voimakkuudesta. Keräämällä tiedot näistä ta-sointegraaleista käyttäen vaihejakautumia, joilla on erilaiset tilataajuudet, kerätään informaatio kutakin tason viivaa koskien. Tämä informaatio koodataan jälleen käyt-15 täen Fourier-muunnoksia. Tätä sovellutusta on nimitetty spinkiertokuvaukseksi.

Vähän aikaa sitten on raportoitu uudesta ratkaisusta, joka muodostaa myös sykliset jakautumat tasoa pitkin. Tässä tapauksessa sykliset muutokset saavutetaan kuitenkin 20 kohdistamalla gradientti suurtaajuusvirityskentän intensi teetillä. Jos gradientti on tehty kyllin vahvaksi, sykliset muutokset ilmenevät sen tason yli, jolla 90° viritys-alueet muodostavat maksimivasteen ja 0°:n ja 180°:n alueilla ei ole vastetta. Kuten aiemminkin virityssarjät in-25 tensiteetiltään vaihtelevine gradientteineen muodostavat syklisiä muutoksia eri tilataajuuksilla, jotka voidaan muuntaa jakautuman rekonstruoimiseksi valitun tason sisällä. Tätä prosessia on kuvattu D.I. Houltin artikkelissa otsikoltaan "Rotating Frame Zeugmatography" ja joka on 30 julkaistu Phil. Trans. R. Soc.:ssa, London B 289:543-547 ( 1980) .

Erästä toista kuvaussekvenssiä, jota käytetään jossakin nykyisissä kaupallisissa instrumenteissa, on kuvattu I.R. Youngin artikkelissa otsikoltaan "Magnetic Resonance 35 Properties of Hydrogen: Imaging the Posterior Fossa" Amer. Journal of Radiology, vol. 137, sivut 895 - 901, marraskuu Λ 6 86776 1981. Siinä käytetään yhtä ainoaa virityspursketta halutun tason valintaan. Tämä purske esiintyy z-suuntaisen gradientin läsnä ollessa, niin että purskesekvenssi valitsee tilavuuden tietyn xy-tason. Välittömästi purskeen jälkeen, 5 kun FID-signaali vastaanotetaan, z-gradientti sammutetaan ja syötetään poikittainen gradientti. Tämä johtaa siihen, että tason kukin linja, kohtisuorassa poikittaiseen gra-dienttiin nähden, kehittää eri taajuuden. Poikkileikkaus-kuvausta varten tämä sekvenssi toistetaan samalla kun poi-10 kittaista gradienttia pyöritetään eri kulmiin, niin että muodostetaan täydellinen projektioryhmä. Rekonstruktio toteutetaan klassisilla projektioista rekonstruointi-menetelmillä, kuten suodatettu paluuprojektio.

Yleisesti kaikki kuvatut menetelmät vaativat mi-15 nuuttien luokkaa olevan ajan halutun poikkileikkauskuvan tuottamiseen. Tämä perustuu pohjimmiltaan siihen, että kiinnostava lohko viritetään useita kertoja. Kunkin virityksen välinen aika on noin T1# spinhilan relaksaatioaika, joka on luokkaa 1,0 sekuntia. Tämä minuuttien pyyhkäisyai-20 ka on epäsuotava useista syistä. Kehon perusfysiologiset liikkeet ja useat potilaan liikkeet hämärtävät kuvaa heikentäen siten vakavasti sen laatua. Lisäksi potilaiden on epämiellyttävää yrittää pysyä liikkumattomina niin pitkään. Lisäksi nämä ratkaisut estävät elokuvien tuottami-25 sen, jotka demonstroisivat eri fysiologisia liikkeitä, kuten sydämen lyöntiä.

Eräs yritys näiden ongelmien poistamiseksi ehdotettiin P. Mansfieldin ja I.C. Pykettin artikkelissa julkaisussa Journal of Magnetic Resonance, Voi. 29, 1979, sivu 30 355. Siinä on kuvattu järjestelmää, joka tunnetaan kaiku- tasokuvauksena, jossa johdetaan informaatio kokonaisesta tasosta yhdessä ainoassa FID:ssä. Koska kuvan tiedonkeruu-aika tulee äärimmäisen nopeaksi, koska kukin alue viritetään vain kerran ja käytetään suhteellisen laajaa kais-35 tanleveyttä, resultoivilla kuvilla on huono signaalikohi-nasuhde ja huono resoluutio.

7 86776

Siten nykyisellään kaikki saatavissa olevat kaupalliset instrumentit vaativat joitakin minuutteja poikki-leikkauskuvan tuottamiseen, mikä selvästi rajoittaa niiden käyttökelpoisuutta.

5 Tämän keksinnön kohteena on muodostaa suurinopeuk sinen menetelmä poikkileikkaus-NMR-kuvien muodostamiseksi.

Tämän keksinnön toisena kohteena on muodostaa suurinopeuksinen menetelmä NMR-relaksaatioaikojen poikkileik-kauskuvien muodostamiseksi.

10 Tämän keksinnön eräänä kohteena on muodostaa poik- kileikkaus-NMR-kuvia, joilla on parantunut signaalikohina-suhde.

Tämän keksinnön vielä eräänä kohteena on muodostaa suurinopeuksinen menetelmä kolmiulotteisten NMR-kuvien 15 muodostamiseksi.

Lyhyesti keksinnön mukaisesti käytetään viritysten sekvenssiä kohteen nopeaan kuvaamiseen. Viritysten välillä magnetisointi tallennetaan käyttäen ohjattua tasapainoa. Relaksaatioaikojen kuvaamisessa sekvenssi esiintyy relak-20 saatioperiodin aikana. Tässä kukin signaali käsitellään, niin että approksimoidaan signaali, joka esiintyisi, jos sen tiedot olisi kerätty haluttuna tiettynä aikana. Keksinnön mukaiselle menetelmälle on tunnusomaista se, mitä jäljempänä olevissa patenttivaatimuksissa on esitetty.

25 Keksinnön esittämiseksi täydellisemmin voidaan vii tata seuraavaan sen useiden esimerkinomaisten suoritusmuotojen yksityiskohtaiseen kuvaukseen, joka on esitetty yhdessä oheisten piirustusten kanssa, joissa kuvio 1 on kaaviollinen esitys keksinnössä käyte-30 tystä NMR-kuvausjärjestelmästä, kuviot 2 ja 3 ovat aaltomuotoryhmiä, joita on käytetty keksinnön suoritusmuodoissa, kuvio 4 on lohkokaavio keksinnön suoritusmuodosta, jota on käytetty korjaamaan erot näytteenottoajassa, 35 kuvio 5 on lohkokaavio vaihtoehtoisesta suoritus- r·...

β 86776 muodosta, jota on käytetty korjaamaan erot näytteenotto-ajassa ja muodostamaan relaksaatioajän kuva, kuvio 6 on lohkokaavio vaihtoehtoisesta suoritusmuodosta, jota on käytetty korjaamaan erot näytteenotto- 5 ajassa, kuvio 7 sisältää aaltomuotoja, jotka havainnollistavat tiedonkeruusekvenssejä, joita esiintyy relaksaatio-proseduurien aikana, ja kuvio 8 on ryhmä aaltomuotoja, jotka havainnollis-10 tavat peräkkäisiä spinkaikusignaaleja.

Keksinnön laajat mahdollisuudet voidaan parhaiten ymmärtää viitaten kuvioon 1. Tässä halutaan tehdä kehon tilavuuden 10 poikkileikkauskuva tasolla 28. Tila sisältää useita rakenteita, kuten suonen 11, maksan 12, jossa on 15 kasvain 32. Useilla näillä rakenteilla on merkittäviä liikkeitä, kuten hengitysliikkeet, jotka, jos dataa ei kerätä hengityksen pidätyksen aikana, johtavat merkittävään hämärtymiseen.

Tässä NMR-kuvausjärjestelmässä käytetty laite on 20 identtinen nykyisissä instrumenteissa käytetyn kanssa. Havainnollistamisen vuoksi pääasiallinen aksiaalinen magneettikenttä, z-suunnassa, tuotetaan käyttäen napakappa-leita 13 ja 14, jotka on viritetty keloilla 16 ja 17. Näitä käytetään tasavirtalähteellä VL kelojen 16 ja 17 tuot-25 taessa kentät samaan suuntaan oleellisesti tasaisen kentän synnyttämiseksi tilan 10 kiinnostavan alueen läpi. Tämä on pitkälti voimakkain kenttä järjestelmässä voimakkuuden ollessa noin luokkaa yhdestä kymmeneen kilogaussia. Sekä tämän kelan että jäljellä olevien kelojen yhteydessä kir-30 jainparit A-D ovat yksinkertaisesti mukavin tapa liitäntöjen osoittamiseksi.

Erityiset alueet valitaan käyttäen gradienttikelo-ja. Kelat 18 ja 19 muodostavat gradienttikentän z-suunnas-sa lähteen V2 käyttämänä. Samalla tavoin kelat 23 ja 24 35 ovat kohteen 10 vastakkaisilla puolilla ja muodostavat CV .

Il 86776 9 siten gradienttikentän x-suunnassa lähteen V3 käyttämänä. Kelat 20 ja 25 lähteen V5 käyttäminä muodostavat gradienttikentän. Toisin kuin kelat 16 ja 17, jotka luovat tasaisen kentän, nämä gradienttikelat voimistavat toisiaan muo-5 dostamaan vaihtelevan kentän vastaavaan suuntaan.

Kelat 21 ja 22 ovat suurtaajuuskeloja, jotka palve-vat sekä lähetin- että vastaanottotoimintoja. Ne muodostavat kentät samaan suuntaan oleellisesti tasaisen kentän muodostamiseksi tilaan 10. Kun kytkin 27 on lähetysasen-10 nossa 26, generaattoria V4 käytetään virittämään magneettisia spinnejä tilassa 10. Kun kytkin 27 on kytketty vas-taanottoasentoon, vastaanotetaan signaali 31 magneettisista spinsignaaleista tilassa 10. Nämä käsitellään prosessorissa 29 muodostamaan tilan 10 poikkileikkauskuva. 15 Tuloksena oleva poikkileikkauskuva esitetään näytöllä 30. Vaihtoehtoinen järjestely on käyttää erillisiä lähetin- ja vastaanotinkeloja ja välttää vaihto-operaatio.

Tyypillisessä järjestelmässä poikkileikkauskuvan muodostamiseksi, kuten edeltävissä viitteissä on kuvattu, 20 valitaan tietty poikkileikkaustaso, kuten taso 28, syöttämällä gradientti z-suunnassa käyttäen V2:a ja virittämällä tila suurtaajuuspulssilla V4 kytkimen 27 ollessa lähe-tysasennossa. Tämän purskeen tai suurtaajuuspulssin taajuus määrittää halutun tason. Tason kuvan rekonstruoimi-25 seksi tehdään sekvenssi projektiomittauksia käyttäen erilaisia poikittaisgradienttijärjestelyjä. Esimerkiksi FID (vapaan induktion hajoaminen) signaalin aikana suurtaa-juuspulssin jälkeen käytetään poikittaisia gradientteja kaikissa kulmissa. Nämä tuotetaan syöttämällä sopivat aal-30 tomuodot V3:lle x-gradienttikomponentin muodostamiseksi ja V5:lle y-gradienttikomponentin muodostamiseksi. Tyypillisesti muodostetaan noin 180 projektiota yhden asteen välein. Kukin gradientti edustaa joukkoa viivoja kohtisuorassa gradientin suuntaan nähden, missä kukin viiva tuot-35 taa eri taajuuden. Siten FID:n Fourier-muunnos kutakin ΓΛ , .

* "S.

Ω (L n 7 £ 10 -h > / o poikittaisgradientin suuntaa varten muodostaa tätä suuntaa vastaavan projektioinformaation. V3:a ja V5:ä muutetaan siten kunkin virityksen jälkeen, jotta muodostetaan koko se projektiodata, jota kunkin FIDsn Fourier-muunnos edus-5 taa. Näitä voidaan käyttää missä tahansa klassisessa projektioista rekonstruointimenetelmissä, kuten konvoluutio-paluuprojektiosysteemissä poikkileikkauskuvan rekonstruoimiseksi.

Voidaan käyttää myös lukuisia muita poikittaisgra-10 dienttijärjestelyjen sekvenssejä poikkileikkauskuvan rekonstruoimiseksi. Toinen ratkaisu, joka on saavuttanut merkittävää suosiota on spinkääntöjärjestelmä. Tässä, sen sijaan että otetaan projektioita eri suunnissa, otetaan kaikki projektiot samassa suunnassa. Esimerkiksi, kuten on 15 esitetty P.A. Bottomleyn artikkelin "NMR Imaging Techniques and Applications: A Review" kuviossa 11 julkaisussa Rev. Sei. Inslium, Voi. 53, sivut 1319 - 1337, syyskuu 1982, V3:n ohjaamaa z-gradienttia käytetään uloslukusig-naalin aikana hajottaen siten tason joukoksi viivoja koh-20 tisuorassa x-akselin suhteen. Toista dimensiota varten V5, joka ohjaa y-gradienttikeloja, kytketään päälle ennen vastaanotettua signaalia, niin että "käännetään" taso y-ak-selia pitkin. Kutakin suurtaajuusviritystä varten V5 jaksotetaan arvojoukon läpi, jotka arvot muodostavat syklisiä 25 muutoksia vaiheeseen y-akselia pitkin. Kukin V5 arvo, joka edustaa eri y-gradienttia, tuottaa siten syklisen vaihe-vaihtelun eri tilataajuudella. Näiden arvojen Fourier-ava-ruusmuunnos hajottaa datan spatiaaliseksi informaatioksi y-suunnassa. Siten rekonstruktioprosessiin sisältyy FID— 30 signaalien ajallinen Fourier-muunnos x-vaihteluiden hajottamiseksi ja FID-signaalien sekvenssin Fourier-avaruus-muunnoksen hajottamisen aikaansaamiseksi y-suunnassa.

Yleisesti täytyy kuitenkin todeta, että n x n poikkileikkauskuvan rekonstruointi vaatii noin n uniikkia poi-35 kittaisgradienttijärjestelyä. Kahta menetelmää, rekons- r^\ 86776 11 truktiota monikulmaprojektioista ja spinkääntöä on lyhyesti kuvattu esimerkin vuoksi, vaikka lukuisia muitakin esiintyy kirjallisuudessa.

Kaikissa näissä menetelmissä perusongelma, joka 5 edellyttää pitkiä kuvausaikoja, aiheutuu relaksaatioil-miöstä. Esimerkiksi ensimmäisessä virityksessä saamme pro-jektiodataa, joka on verrannollista p:n, magneettisten spinnien tiheyteen. Toisessa virityksessä kiinnostava taso 28 elpyy ensimmäisestä virityksestä johtaen signaaliin υ 10 liittimellä 31, joka saadaan kaavasta υ = p[l-e-T^Tl^ missä τ on viritysten välinen aika ja Tx on spinhilaraken-15 teen relaksaatioaika. Yksinkertaisuuden vuoksi verrannol-lisuuskertoimeksi on otettu yksi. Luonnollisesti todellinen vastaanotettu signaali tulee olemaan kaikkien signaalien viivaintegraali projektiosuunnassa, missä sekä υ että TL ovat avaruusdimensioiden funktioita. Tätä integ-20 rointia ei ole esitetty tässä vaiheessa selvyyden vuoksi.

Kaikki yritykset τ tekemiseksi suhteellisen pieneksi, niin että virityssekvenssit eivät ottaisi kohtuuttoman pitkää aikaväliä, johtavat signaalin ja siten signaa-likohinasuhteen vakavaan menetykseen. Useille kehon kudok-25 sille Τλ on noin 0,5 sekuntia. Jos asetamme x = Tx sallien kohtuullisen signaalin elpymisen, 200 projektiota ottavat noin kaksi minuuttia eli merkittävästi pitempään kuin kohtuullinen hengenpidätysaikaväli. Tämän keksinnön pääasiallisena kohteena on lyhentää tätä pitkää tiedonkeruuperio-30 dia eliminoimalla odottaminen relaksaatioprosessin aikana.

Järjestelmä NMR-spektrograafista materiaalianalyy-siä (ei-kuvaava) varten otosten välisen ajan lyhentämiseksi kutsutaan DEFTsksi (driven equilibrium Fourier transform = ohjattu tasapaino Fourier-muunnos) ja sitä on ku-35 vattu sivuilla 29 - 30 E. Fukushiman ja S.B.W. Roderin O...

i2 8 6 7 76 teoksessa "Experimental Pulse NMR, A Nuts and Bolts Approach", jonka on julkaissut Addison-Wesley Publishing Company Inc. Reading, Massachusetts. Tässä keksinnössä samaa perusperiaatetta sovelletaan uudella tavalla.

5 Perusjärjestelmiä, sovellettuna poikkileikkausku- vaukseen käyttäen monikulmaprojektiojärjestelmää, jota on kuvattu aiemmin referoidussa I.R. Youngin ja muiden artikkelissa esimerkkinä, on kuvattu kuviossa 2. Kytkimen 27 ollessa kytkettynä 26:een, lähetysasentoon, V4 syöttää sig-10 naalisegmentin 40 90° purskeen magneettisen momentin kaatamiseksi 90° voimakkuutensa ja kestonsa avulla. Tämän i purskeen aikana V2 muodostaa z-gradientin käyttäen signaa- lisegmenttiä 44, niin että vain haluttu taso, kuten taso 28 viritetään. Lähetetyn suurtaajuuspulssin jälkeen kyt-15 kin 27 siirretään vastaanottoasentoon, joka muodostaa vastaanotetun signaalin 31. Klassinen FID-signaali, joka on esitetty segmenttinä 54, vastaanotetaan virityksen jälkeen. Tietyn projektion hajottamiseksi joukoksi viivoja käytetään poikittaista gradienttijärjestelyä käyttäen z-20 gradienttisignaalia V3, joka muodostaa signaalisegmentin 48, joka on samanaikainen y-gradienttisignaalin V5 kanssa, joka tuottaa signaalisegmentin 51; nämä kaksi yhdistyvät poikittaisgradientin muodostamiseksi tietyssä kulmassa. Siten vastaanotettu FID-signaalisegmentti 54 sisältää taa-25 juuksia, jotka vastaavat projektion viivaintegraaleja tässä kulmassa. Nämä yksittäiset viivaintegraalit saadaan käyttäen segmentin 54 Fourier-muunnosta.

Tähän saakka selitys vastaa tavanomaista poikkileikkaus NMR-kuvausjärjestelmää. Tässä pisteessä vaaditaan 30 tavallisesti noin yhden sekunnin luokkaa oleva odotus ennen seuraavaa viritystä, joka käsittää eri projektiokul-man. Sen sijaan me kuitenkin käytämme ohjatun tasapainon järjestelmää likimain välittömän uudelleenvirityksen sallimiseksi, kuten on esitetty kuviossa 2. FID:n hajoamisen 35 jälkeen segmentti 54, 180° inversioviritys, V4:n segmentti i3 8 6 7 7 6 41 syötetään z-gradienttisignaalin V2, joka on esitetty segmenttinä 45, läsnä ollessa. Tämä kohdistaa inversiovi-rityksen samaan tasoon 28, joka aiemminkin viritettiin. Tämä "uudelleenfokusoi" magneettiset spinnit, niin että ne 5 tuottavat spinkaikusignaalin aikana, joka seuraa inversio-viritystä ja on yhtä pitkä kuin aikaero V4:n segmenttien 40 ja 41 välillä. Tämä spinkaiku on esitetty vastaanotettuna signaalisegmenttinä 55. Katkoviivalla esitettyjä gradient-tisignaalisegmenttejä 49 ja 52, jotka esiintyvät segmentin 10 55 aikana käsitellään seuraavassa. Kuitenkaan tämän spin kaikusignaalin 55 ei sallita muodostaa normaalia nousevaa ja laskevaa verhokäyrää. Spinkaikusignaalin huipun kohdalla kun kaikki käyrät ovat ylhäällä, magnetisointi kierretään takaisin alkuperäiseen z-suuntaansa syöttämällä 90° 15 virityspulssi, segmentti 42. Tämä syötetään jälleen z-gra-dientin läsnä ollessa, segmentti 46, sen varmistamiseksi, että viritetään sama taso 28.

Tämän tasapainoasemaan palauttamisen jälkeen odottamatta aikaa, joka olisi verrattavissa Tx:een, sekvenssi 20 aloitetaan uudelleen virityssegmentillä 43, joka on identtinen 41:n kanssa saman z-gradientin, segmentin 47, läsnä ollessa saman tason virittämiseksi uudelleen. Nyt halutaan kerätä projektiodataa uudessa kulmassa. Siten poikittais-gradienttisignaaleja V3 ja V5 muutetaan segmenteiksi 50 ja 25 53 vastaavasti edustaen uutta projektiokulmaa. Signaali- segmentin 56 Fourier-muunnos muodostaa projektiosignaalit tässä uudessa kulmassa, tarvitsematta odottaa noin 1,0 sekunnin aikaa. Ohjattu tasapainosekvenssi toistetaan siten käyttäen 180° ja 90° virityksiä järjestelmän valmista-30 miseksi toista projektiokulmaa varten käyttäen eri V3 ja V5 signaaleja.

Signaalisegmenttiä 55, joka edustaa spinkaikusignaalin puolikasta, voidaan käyttää korostamaan vastaanotettua signaalia ja siten parantamaan merkittävästi sig-35 naalikohinasuhdetta. Jos, kuten on esitetty katkoviivalla r/V.

14 86776 esitetyissä segmenteissä 49 ja 52, samat poikittaisgra-dienttisignaalit syötetään spinkaikusegmentin 55 kuin FID:n 54 aikana, niin signaalisegmentti 55 tulee olemaan identtinen taajuuskoostumukseltaan 54 sn kanssa. Se voidaan 5 siten Fourier-muuntaa ja muodostaa identtiset projektio-signaalit. Nämä suunnattaisiin yhteen prosessorissa 29 signaalin voimistamiseksi ja siten signaalikohinasuhteen parantamiseksi.

Vaihtoehtoisesti signaalisegmenttiä 55 voidaan 10 käyttää lisäämään tiedonkeruujärjestelmän nopeutta esittämällä uusi poikittaisgradienttijärjestely vastaten tässä esimerkissä uutta projektiokulmaa. Tässä tapauksessa gra-dienttisignaalisegmentit 49 ja 52 olisivat välttämättä erilaisia kuin 48 ja 51 uuden projektiokulman esittämisek-15 si. Tämä operaatio vähentäisi tiedonkeruuaikaa tärkeällä tekijällä kaksi.

Ohjatun tasapainon järjestelmässä, kuten on aiemmin kuvattu, magneettinen momentti ohjataan takaisin z-akse-lille spinkaikusignaalin huipun kohdalla kun kaikki spin-20 nit on saatettu uudelleen samaan vaiheeseen. Tätä operaatiota saattaa jonkin verran huonontaa poikittaisgradient-tien käyttö spinkaikusignaalisegmentin 55 aikana, koska se saa tason eri osuudet tuottamaan eri taajuudet. Siksi saattaisi olla suotavaa täydellisempää tasapainoon paluuta 25 varten olla käyttämättä gradienttisignaaleja signaaliseg-mentin 55 aikana siten eliminoiden segmentit 49 ja 52.

Kuviossa 2 esitetyt useat signaalit on esitetty yleisessä muodossa eikä niitä ole tarkoitettu skaalattavaksi kooltaan tai muodoltaan. Esimerkiksi FID- ja spin-30 segmenttien 54 ja 55 kesto on muutamia millisekunteja, kun taas purskesignaalien 40-43 kesto voi olla merkittävästi vähäisempi. Lisäksi z-gradienttisignaaleilla V2 on tavallisesti negatiiviset lohkot, jotka on lisätty muodostelmaan parempi vaihekoherenssi tasolohkon vahvuuden läpi, kuten 35 on esitetty aiemmin referoidussa I.R. Youngin ja muiden /Λ ( - 86776 15 artikkelissa. Kun tasolohko 28 on saatu valmiiksi keräämällä dataa koko kulmajoukosta, suurtaajuusvirityssig-naalien 40-43 taajuudet muutetaan haluttaessa uuden taso-lohkon osoittamiseksi.

5 Kuviossa 2 esitetty ohjatun tasapainon menetelmä edustaa yhtä suoritusmuotoa magneettisen momentin pakottamisesta takaisin alkuperäiseen tilaansa. On muita ratkaisuja, joihin sisältyy gradienttisignaalien 48 ja 51 suun-nanvaihto, mikä myös kehittää spinkaikusignaalin. Jälleen 10 tämän spinkaikusignaalin huipun kohdalla syötetään 90° purske alkuperäisen magnetisoinnin palauttamiseksi.

Kuvion 2 projektiokuvaussekvenssi edustaa yhtä poikkileikkauskuvausmenetelmää, monen projektiokulman menetelmää. Kuten jo aiemmin mainittiin, voidaan käyttää 15 useita muita ratkaisuja, joille kaikille on yhteistä erilaisten poikittaisgradienttijärjestelyjen käyttö poikki-leikkaustason määrittämiseksi täydellisesti. Toisena esimerkkinä kuvio 3 esittää aaltomuodot aiemmin mainittua spinkaikujärjestelmää varten. Kuten kuviossa 2, haluttu 20 tasolohko viritetään käyttäen signaalisegmenttiä 40 z-gradienttisignaalisegmentin 44 läsnä ollessa. Tässä tapauksessa poikittaisgradienttijärjestelyä signaalien vastaanottamiseksi kuitenkin muutetaan spinkaiku järjestelmäksi, kuten on esitetty aiemmin referoidussa P.A. Bottomleyn 25 katsauksessa. Kaikki projektiot otetaan y-suunnassa käyttäen x-gradienttia vain sinä aikana kun signaali vastaanotetaan. Kuitenkin ennen kutakin vastaanotettua signaalia erilainen y-gradienttisignaali V5 tuottaa eri sykliset vai-hemuutokset y-suuntaan sallien tasokuvan rekonstruoinnin. 30 Signaalisegmentti 61 edustaa signaalia, joka aiheuttaa sykliset vaihemuutokset. Signaalisegmentti 60 x-gradient-tisignaalista V3 menee ensin negatiiviseksi ja sitten positiiviseksi signaalin vastaanottamisen aikana. Negatiivinen segmentti viivästää vastaanotettua signaalia tuottaen 35 spinkaikusignaalin 62, joka edustaa projektiota y-suunnas- /-Λ ie 86776 sa ja jossa on syklisiä vaihemuutoksia y-suunnassa. Kukin projektioviiva kussakin x-paikassa tuottaa eri sähköisen signaalin.

Kuten aiemmin, signaalin 62 jälkeen vaadittaisiin 5 tavallisesti 1,0 sekunnin luokkaa oleva odotus ennen uu-deileenviritystä. Kuitenkin samaa ohjatun tasapainon sekvenssiä sovelletaan käyttäen 180° pursketta, segmentti 41, z-gradienttisignaalisegmentin 54 läsnä ollessa tuottaen spinkaikusegmentin 55. Jälleen huippukohdassaan pursketta 10 42 saman x-gradientin 46 läsnä ollessa käytetään ohjaamaan magnetisointi takaisin z-akselia pitkin sallien seuraavan segmentin aloituksen välittömästi. Tämä on esitetty suur-taajuuspulssina 43 saman z-gradienttisegmentin 47 läsnä ollessa, jota seuraa x-gradienttisignaalisegmentti 63.

15 y-gradienttisignaalisegmenttiä 64 muutetaan 61:stä tuottamaan erilainen syklinen vaihejakautuma y-suunnassa johtaen spinkaikusignaaliin 65. Jälleen käyttäen n:ssä erilaista tällaista jakautumaa kukin erilaisella y-gradienttisig-naalilla V5 tasoleikkaus voidaan rekonstruoida.

2C Kuten kuvion 2 yhteydessä, signaalisegmenttiä 55 kuviossa 3 voidaan käyttää joko voimistamaan vastaanotettua signaalia 62 parempaa signaalikohinasuhdetta varten tai lyhentämään tiedonkeruuaikaa. Molemmissa tapauksissa x-gradienttisignaalin V3 segmentti 60 tai 63 toistetaan 25 siten, että positiiviseen suuntaan menevä osuus osuu yhteen signaalisegmentin 55 kanssa. Samalla y-gradienttisig-naali V5 toistetaan samassa ajoitussuhteessa. Kuitenkin parempaa signaalikohinasuhdetta varten y-segmentti tehdään identtiseksi 61:n kanssa erilaisen syklisen vaihtelun 30 esittämiseksi.

Kuvioiden 2 ja 3 menetelmissä suurtaajuuspurskeet 41 ja 42 on esitetty syötetyiksi vastaavasti z-gradientti-signaalisegmenttien 45 ja 46 läsnä ollessa viritysten keskittämiseksi haluttuun tasoon. Järjestelmät voivat kuiten-35 kin toimia ilman näitä z-gradienttisignaaleja. Signaali in 86776 17 segmenttien 41 ja 42 voidaan sallia virittää koko tila signaalien 40 ja 43 muodostaessa tason valinnan, jos pidetään huolta siitä, että vältetään signaalit, jotka tulevat tilan muista tasoista.

5 Koko tilan 10 kuvaaminen voidaan toteuttaa sovelta malla kuvioissa 2 tai 3 esitettyjä menetelmiä sarjaksi tasoja, jotka ovat yhdensuuntaisia tasoleikkauksen 28 kanssa. Toinen ratkaisu koko tilan 10 kuvaamiseksi on valu-metrinen järjestelmä, jota kutsutaan zeugmatografiäksi, 10 jota on kuvattu aiemmin referoidussa P.V. Lauterburin ja C.M. Lown artikkelissa. Tässä, kuten aiemmin on kuvattu, kerätään joukko yhdensuuntaisia tasointegraaleja eri kulmissa ja siten koko tilavuus rekonstruoidaan. Tämä järjestelmä voi myös olla nopean tiedonkeruun kohteena ohjatun 15 tasapainon käytön kautta. Tätä voidaan helposti tutkia kuvion 2 avulla, jossa esitetyt z-gradienttisignaalit V2 on eliminoitu. Siten suurtaajuuspurske 40, joka on syötetty ilman gradienttia, virittää koko tilan 10. Tuloksena oleva FID, signaalisegmentti 54, vastaanotetaan useiden x, 20 y ja z-gradienttien läsnä ollessa, jotka määrittävät tasojen yhdensuuntaisen joukon kulman. Siten z-gradienttisig-naali tulisi suunnata tahdistettuna signaalisegmenttien 44 ja 51 kanssa yleistetyn gradientin esittämiseksi. Inver-siosignaalisegmentti 41 syötetään jälleen ilman mitään 25 gradientteja kääntäen siten koko tilan spinnit. Tämä johtaa spinkaikusignaalisegmenttiin 55. Jälleen tämän signaalin huipun kohdalla syötetään suurtaajuuspurske 42 jälleen ilman gradientteja, koko tilan magnetisoinnin ohjaamiseksi takaisin tasapainotilaan. Tämä sallii seuraavan 30 yhdensuuntaisten tasojen ryhmän virityksen miltei välittömästi käyttäen pursketta 43 kaikkien gradienttien puut-. . tuessa. Signaali 56 vastaanotetaan sitten uuden gradient- tisignaalien ryhmän läsnä ollessa, jota on esitetty x-gradienttisignaalilla 50, y-gradienttisegmentillä 53 ja : : 35 z-gradienttisignaalilla, jota ei ole esitetty.

«Λ,\ : 18 86776

Kuten aiempien suoritusmuotojen yhteydessä, spin-kaikusignaali 55 voidaan vastaanottaa gradienttien puuttuessa, aiemman gradienttiryhmän läsnä ollessa signaaliko-hinasuhteen parantamiseksi ja uuden gradienttiryhmän läsnä 5 ollessa tiedonkeruuajän vähentämiseksi.

Kaikki aiemmin vastaanotetut signaalit 31 ja käsitellyt signaalit 33, joista tähän mennessä on keskusteltu, ovat edustaneet protonitiheyttä. Kliinisissä tutkimuksissa on havaittu, että joitakin kudostutkimuksia varten relak-10 saatioajat ja T2 voivat olla yhtä tärkeitä tai tärkeämpiä kuin tiheys. Sen johdosta on oleellista, että tämä nopea tiedonkeruujärjestelmä kykenee luomaan kuvia, jotka ovat herkkiä näille relaksaatioajoille. Yhtä yleistä ratkaisua, jota on nyttemmin käytetty kuvien luomiseksi, jot-15 ka ovat herkkiä T1sllef kutsutaan inversioelvytykseksi ja sitä on kuvattu aiemmin referoidussa kirjassa "Nuclear Magnetic Resonance Imaging In Medicine". Tässä 180° inver-siosignaali invertoi spinnit, minkä jälkeen ne elpyvät hitaasti kohti positiivista z-akselia aikavakiolla Tlf joka 20 on spinhilan relaksaatioaika. Aikavälin τ jälkeen syötetään 90° pulssi, joka oleellisesti ottaa näytteet magneti-soinnista johtaen FID-signaaliin, jonka ulostulo saadaan υ = p[l-2e"T/Tl] 25 missä, kuten aiemminkin, verrannollisuuskerroin on jätetty huomiotta. Jotta resultoiva signaali υ olisi maksimaalisen herkkä TiSlle, näytteenottoaika x on tehty yleisesti verrattavaksi T1:een. Kun järjestelmää normaalisti käytetään, 30 tehdään sarja näitä virityksiä, joista kukin käyttää eri gradienttikonfiguraatioita. Tuloksena systeemillä on tavallisesti riittämättömästi aikaa elpyä täysin viritysten

välillä siten, että alkuperäinen magnetisointi vähenee te-. . . -t /T

kijalla (1-e r *), missä tr, toistoaika, on naytteenotto-35 purskeen ja seuraavan inversiovirityksen välinen aika.

Λ

‘ “S

l< 86776 19

Selvästi, jos tämä on hyvin pitkä verrattuna Tx:een sallien täydellisen elpymisen, signaali tulee olemaan, kuten on aiemmin annettu. Kuitenkin se yleensä saadaan kaavasta 5 υ = p[l-2e"T/Tl + e(-tr+T)/Tl] Tätä samaa inversioelpymisproseduuria voidaan käyttää yhdessä ohjatun tasapainon kanssa muodostamaan TL herkkä signaali tavallisesti käytetyn tiedonkeruuajän pienen 10 osan aikana. Eräs yksinkertainen esimerkki sisältyy järjestelmiin, jotka on esitetty molemmissa kuvioissa 2 ja 3. Esitettyjä sekvenssejä edeltää kutakin inversiosignaali hetkenä luokkaa Ti ennen esitettyjen sekvenssien aloittamista. Tämä inversiosignaali voi olla esimerkiksi 180° 15 signaali ilman gradienttia, 180° signaali yhdessä gradientin kanssa virittäen siten haluttua tasoa tai adiabaatti-nen pikaläpivientisignaali, jota on kuvattu useissa aiemmissa viitejulkaisuissa mukaan lukien teos "Nuclear Magnetic Imaging in Medicine". Normaalisti suhteellisen pitkän 20 elpymisajan jälkeen saadaan yksi ainoa projektiomittaus johtaen hyvin pitkiin tiedonkeruuaikoihin. Tässä elpymisajan jälkeen suoritetaan pitkä sekvenssi projektiomittauk-sia erilaisilla gradienttijärjestelyillä käyttäen ohjatun tasapainon sekvenssiä mittausten välillä.

25 Yksi kuvatun ratkaisun potentiaalinen ongelma on, että kukin projektiomittaus tulee olemaan hivenen erilaisella τ:η arvolla. Järjestelmässä, jossa rekonstruoidaan projektioista, ideaalisesti kukin projektio sisältää alueen tietyssä tilassa muutoin mittaukset eivät ole yh-30 teensopivia johtaen rekonstruointivirheisiin. Kuitenkin tässä tapauksessa mittaukset ovat kukin millisekuntien luokkaa olevan ajan erillään ja Tt on noin 0,5 sekuntia, niin että virheiden tulisi olla suhteellisen pieniä. Kuitenkin annetaan joukko menetelmiä näiden virheiden mini-35 moimiseksi suhteellisen häiriöttömän Tx riippuvaisen sig- 20 86776 naalin rekonstruoinnin varmistamiseksi.

Yksi ratkaisu sisältää sen tosiasian hyväksikäytön, että monikulmaprojektiojärjestelmässä, kuten kuvion 2 järjestelmä, kukin projektio tehdään samasta alueesta. Siten 5 kunkin projektion integraali kussakin kulmassa on sama esittäen funktion pinta-alan. Toisin sanoen funktion yleistetty projektio jossakin kulmassa υ voidaan kirjoittaa 10 «V - 2«p(-f^rj] <" missä dl on viivaintegraalielementti suunnassa υ. Jos integroimme g„:n projektiota pitkin, joka on kohtisuorassa 15 υ:η suhteen, saamme vakioarvon, joka edustaa pinta-alaa M, joksi saadaan M = S gvds = j^ S^[X - *xp(- dlds

20 N J

missä ulompi integraali, kuten on esitetty, on otettu kohtisuoraan un suhteen s:n ollessa muuttujana. Elementääri-nen ilmaisu tälle konseptille voidaan demonstroida otta-25 maila kaksi kohtisuoraa projektiota x ja y-suunnissa, missä gix) = / p(x,y) 1 - 2exp ^ ^ dy 30 and ^)=/ pUy) 1 - 2cxp ^ - 7^5-^ Ί dx 35 Ottamalla molempien integraalit kohtisuorassa suunnassa on . . selvää, että I, 86776 21 Μ = /»(*)* = ftiv)*v = ffut-V) 1 -2«p[- Y^y] ώ:ίϊ 5 Me käytämme tätä konseptia eri aikoina kerättyjen projektioiden osittaiseen korjaamiseen. Otamme ensin projektion haluttuna aikana r käyttäen kuvion 2 menetelmää ja määritämme MQ:n arvon, joka saadaan kaavasta 10 A/° = p(x.y) 1 - 2 exp - ji{Tx-^Y <Uds

Millä tahansa muulla projektiolla otettuna eri aikana r ± t ennen tai jälkeen τ:η ei ole yleensä samaa pinta-15 alaa MQ, koska komponentit ovat muuttuneet. Jos pakotamme kullekin projektiolle saman pinta-alan ainakin keskimäärin, olemme korjanneet projektion. Siten kukin mittaus kerrotaan suhteella Mo/Mlf missä Mq on pinta-ala tiettynä näytteenottohetkenä r ja Mj on pinta-ala jonakin toisena 20 näytteenottohetkenä τ ± t.

Tätä proseduuria on havainnollistettu kuviossa 4. Kun projektio otetaan haluttuna tiettynä näytteenottohetkenä τ, kytkin 73 on asennossa 75. Siten sisääntuleva FID-signaali Fourier-muunnetaan 70:ssä sen projektioinformaa-25 tion 71 muodostamiseksi. Nämä projektiosignaalit integroidaan 72:ssa MQ:n saamiseksi ja tallennetaan digitaaliseen muistiin 76. Kaikille muille projektioille, jotka ilmenevät eri aikoina, kytkin 73 on asennossa 74. Tässä kukin sisääntuleva signaali jälleen Fourier-muunnetaan projek-30 tiodatan saamiseksi, joka integroidaan 72:ssa pinta-alan Mj muodostamiseksi. Suhdejärjestelmä 77 muodostaa suhteen M0/Mi käyttäen tallennettua ja vallitsevaa arvoa. Tämä suhde ohjaa kertojaa 78, joka kertoo vallitsevan projektioda-tan M£)/Mi:llä halutun korjauksen muodostamiseksi. Tämä pro-. 35 jektiodata päästetään sitten rekonstruoijalle 79, kuten 86776 22 klassinen suodatettu paluuprojektiojärjestelmä, jossa rekonstruoidaan poikkileikkauskuva. Luonnollisesti vertailu-projektiolle, joka otettiin hetkellä τ kytkimen 73 ollessa asennossa 75, kertoja 78 on asetettu yksiköksi.

5 Tiedonkeruuajän minimoimiseksi dataa otetaan sekä ennen haluttua tiettyä hetkeä τ että sen jälkeen. Tässä tapauksessa signaali 31 tai projektiosignaali 31 voivat edustaa tallennetun sekvenssidatan ulostuloa. Projektio, joka vastaa -estä, voidaan sitten vetää ulos sekvenssistä 10 vertailun M,> muodostamiseksi, jota sitten käytetään sekä ennen että jälkeen τ:η esiintyville ajoille.

Kuten on aiemmin mainittu, kuvion 2 järjestelmää voidaan käyttää joko tasopoikkileikkauskuvauksen yhteydessä, jossa käytetään eri projektiokulmia vastaavien poikit-15 taisgradienttien sekvenssejä tai kolmiulotteiseen tilakuvaukseen käyttäen gradienttien sekvenssejä kaikissa ulottuvuuksissa muodostaen tasointegraalien yhdensuuntaisia joukkoja.

Samalla tavoin kuvion 4 järjestelmiä voidaan käyt-20 t tää muodostamaan korjaustaso, kun halutaan kolmiulotteisia volumetrisia kuvia, jotka ovat herkkiä relaksaatioajoille. Tässä signaali 71 edustaa tasointegraalisignaalien joukkoa yhdessä integroidun ulostulon kanssa 72:sta, joka edustaa tilavuutta. Jälleen järjestelmä kalibroidaan näytteenotto-25 hetkellä τ M0:n muodostamiseksi, jota käytetään muodostamaan korjaussuhde M0/Mi kutakin tasointegraalien joukkoa varten.

Kuvattu järjestelmä muodosti signaalin, joka oli Tt riippuvainen ja jonka on laajalti osoitettu olevan suota-30 van. Tämä signaali on kuitenkin herkkä sekä piile että T^lle, kuten on esitetty. On usein suotavaa erottaa Tl arvot, niin että niitä voidaan käyttää suoraan tautiprosessien arvioimiseen. Tämän toteuttamiseksi täytyy tehdä täydellinen rekonstruktio eri τ arvolla muodostaen kaksi 35 yhtälöä, joissa on kaksi tuntematonta erottaen siten Tx:n 23 86776 ja p: n. Eräs yksinkertainen esimerkki tästä on yksinkertaisesti käyttää kuviossa 2 esitettyä sekvenssiä arvolla T = O ilman mitään odotusaikaväliä. Tässä tapauksessa rekonstruoidaan p(x,y), pelkkä tiheys. Jos jaamme rekons-5 truoidun relaksaatioherkän kuvan pU>,)[1 ~ 2exp ^~ nd.y) j 10 saamme vain Tj^XjyJin funktion. Tämä funktio on helposti manipuloitavissa muodostamaan Tj(x,y) kuva. Siten käytetään kahta täydellistä projektioryhmää muodostamaan erotetut p:n ja Tjin kuvat, kuten on nykyisin käytäntö.

Näiden kahden projektiomittausryhmän käyttö p:n ja 15 Tjjn erottamiseen muodostaa mielenkiintoisen vaihtoehdon projektiosignaalien korjausta varten, jotka on otettu muuna kuin haluttuna hetkenä r. Esimerkiksi p:lla jakamisen ja vakion yksi vähentämisen jälkeen meille jää vain eksponentiaalinen osa exp[-(r+t)/T1] . Jos magnetisointi ei ole 20 elpynyt täysin, kuten on aiemmin kuvattu, muodostamme monimutkaisemmat eksponentiaalitermit 2exp[-(r+t)/Τχ] + exp[-(tr+r+t)/Τχ] . Molemmissa tapauksissa erotamme eksponentiaalisen osuuden kustakin projektiomittauksesta. Huomaa, että tämä eksponentiaaliosuus esittää exp(-t/Tj):n 25 kertoimeksi projektiosignaalille, joka on otettu tiettynä haluttuna hetkenä t. Siksi, jos voisimme kertoa projektio-mittauksen exp (t/Tj^) : llä, saisimme tarkan korjauksen. Ilmeisesti Tj ei voi olla tunnettu, koska se muuttuu alueen jokaisessa pisteessä. Voimme kuitenkin aikaansaada liki-30 määräisen korjauksen kertomalla expft/Tj):llä, missä on Tjtn keski- tai odotusarvo. Tämä tiedetään anatomian saman alueen aikaisemmista tutkimuksista ja on nyt hyvin luokiteltu.

Viitaten kuvioon 5 signaalia 31 käytetään ensin 24 86776 oleellisesti ilman relaksaatioaikaväliä, niin että esitetään tiheys p. Kytkimen 80 ollessa asennossa 82 p:n siirretyt projektiot tallennetaan muistiin 84. Seuraavassa operaatiossa käytetään relaksaatioaikaväliä (t + t) kyt- 5 kimen 80 ollessa asennossa 81. Kukin projektiosignaali

—r+t/T

muotoa p(l-2e ' i) jaetaan p:n tallennetulla arvolla, joka vastaa projektiota jakajassa 83. Vakio yksi vähennetään sitten vähentimessä 85 muodostamaan pelkästään eksponentiaalinen osa. Tämä kerrotaan sitten kertojassa 86 t/T

10 kertoimella e ' l, missä t on erilainen kullekin projektiolle ollen nolla projektiolle, joka vastaa haluttua arvoa t. Rekonstruoija 79, kuten aiemminkin, käyttäen mitä tahansa sopivaa menetelmää rekonstruoi exp[-t/T1(x,y)]:n kaksiulotteisen kuvan tai tämän arvon ja lisätermin epä-15 täydellisestä elpymisestä. Tämä voidaan yksinkertaisesti invertoida käyttäen logaritmeja invertterissä 87 ulostulosignaalin TjiXiyJrn, korjatun kuvan spinhilan relaksaatio-ajasta, muodostamiseksi.

Kuvion 5 menetelmän yksi suotava ominaisuus on, 20 että se on sovellettavissa eri tyyppisiin tiedonkeruujärjestelmiin. Esimerkiksi käytettäessä kuvion 3 spinkääntö-järjestelmää ei voida soveltaa kuvion 4 vakioprojektiopin-ta-alamenetelmää. Sen sijaan, että käsittelisimme projektioita eri kulmissa käsittelemme samaa projektiokulmaa eri 25 tilataajuuksilla. Näillä ei ole sama pinta-ala. Kuitenkin, mikäli on suoritettu kaksi mittausta TjiXjyJrn erottamiseksi, voidaan käyttää kuvion 5 yleistä menetelmää. Samalla tavoin kuvion 5 menetelmää voidaan käyttää myös Τχ:η arvojen volumetrisen 3-ulotteisen kuvauksen yhteydessä.

30 Viitaten jälleen kuvioon 5 sen jälkeen kun koko- naissignaalin eksponentiaalinen osuus on erotettu, jota on esitetty signaalilla 88, se voidaan myös korjata samalla yleisellä menetelmällä kuin kuvion 4 signaali, nimittäin projektioiden integraalien suhteen avulla. Tämä olisi tar-35 kempi korjaus kuin kuvion 4, jossa korjataan koko signaali — t "h f Φ , , „ p(l-2e ' l). Vain eksponentiaalisessa osassa sen vaaras-

K

25 8 6776 tä näytteenottoajasta johtuva virhe. Siten vain sen korjaaminen projektioiden integraalien suhteen menetelmällä muodostaa tarkemman estimaatin. Signaali 88, joka edustaa eksponentiaalista osuutta, syötetään kuvion 4 integraatto-5 riin 72. Kuten aiemminkin suhdejärjestelmän 77 ulostulo on

Mq/M^. Tätä käytetään nyt signaalina 89, joka korvaa arvon t/T .

e ' l, kertojan 86 ohjaamiseksi ja halutun korjauksen muodostamiseksi.

Kuvioiden 5 ja 6 menetelmät muodostavat likimain 10 kaiken kattavat, keskimääräiseen käyttäytymiseen perustuvat korjaukset. Kuitenkin tietyt virheet jäävät jäljelle. Tarkempi järjestelmä on kuvattu kuviossa 6, joka ei vaadi erillisiä mittauksia p:lle ja p[l-2e T+t^Ti]:lle, kuten aiempi menetelmä. Tämä käyttää sitä tehokasta konseptia, t/T ... .

15 että e ' l on likimain 1+t/Tj kun t:n arvot ovat pieniä verrattuna T^een. Siten kutakin poikittaisgradienttimit-tausta varten, olkoon sama projektiokulma kuin kuvion 2 järjestelmässä tai sama tilataajuus kuin kuvion 3 järjestelmässä, otetaan kaksi mittausta. Nämä kaksi mittausta 20 identtisellä gradienttirakenteella otetaan saman verran ennen ja jälkeen halutun tietyn ajan r eli aikoina τ+t ja τ-t käyttäen eri t:n arvoja. Tuloksena olevat projektio-signaalit summataan, kuten ilmenee yleisestä muodosta 25 +p[l-2e—‘"Γ·] =p[s-2e-'/r,^"/r‘ * e,/r')]

30 Aiemmin esitetyn approksimaation, jonka mukaan t/T

e i = + t/Tj, tämä korjaus on täydellinen ja mittaus-joukko hetkinä r+t ja τ-t vastaa tarkasti haluttuna tiettynä aikana τ otettua. Tämä on esitetty kuviossa 6, jossa signaalit Fourier-muunnetaan 70 projektiosignaalien saami-35 seksi sekä ennen että jälkeen näytteenottohetken τ. Ennen otetut kytkimen 90 ollessa asennossa 72 tallennetaan muis- Λ' 26 86776 tiin 94, kun taas jälkeen otetut kytkimen 90 ollessa asennossa 91 tallennetaan muistiin 93. Vastaavat mittaukset, jotka edustavat samaa gradienttirakennetta hetkinä τ+t ja τ-t kullekin t:lle, summataan summaimessa 95 korjatun pro-5 jektiosignaalin muodostamiseksi. Jättäen jakajan 96 pois, summasignaali voidaan syöttää suoraan rekonstruktorille 79 haluttujen korjattujen relaksaatioherkkien kuvien luomiseksi.

Nopean tiedonkeruun kannalta on suotavaa kerätä 10 niin monta projektiota kuin mahdollista kunakin relaksaa-tiojaksona ollen tavoitteena kerätä kaikki mittaukset peräkkäin yhtenä relaksaatiojaksona. Tämän toteuttamiseksi t tehdään suuremmaksi ja suuremmaksi, niin että approksimaatio tulee jonkin verran huonommaksi. Tässä voidaan jäl-15 leen käyttää kuvioiden 4 ja 5 aiemmin kuvattuja korjaus-järjestelmiä korjaamaan osittain tämä jäljellä oleva virhe, kun t tulee suureksi. Esimerkiksi summasignaali 98 voidaan syöttää kuvion 4 integraattoriin M0:n ja M^n johtamiseksi projektiosignaalien summaa varten. Suhteen Μ^Μ,, 20 johtamisen jälkeen se voidaan syöttää signaalina 97 jakajaan 96 korjaamaan osittain kunkin projektion keskiarvo.

Samalla tavoin kuin kuviossa 5 voidaan ottaa kaksi mittausjoukkoa. Ensimmäinen mittaa yksinkertaisesti pj n projektiot käyttäen nopeaa mittaussekvenssiä ilman relak-25 säätiötä. Nämä tallennetaan, kuten on aiemmin osoitettu muistiin 84. Toinen sekvenssi käyttäen relaksaatiota käyttää nyt identtisiä pareja, jotka on otettu hetkinä τ+t ja τ-t. Nämä jaetaan p:lla jakajassa 83 vakiolla, joka on vähennetty vähentimessä 85 eksponentiaalisen signaalin 88 30 muodostamiseksi. Tämä vain eksponentiaalinen signaali syötetään sitten kytkimelle 90 arvojen hetkellä τ+t ollessa tallennettuna 93seen ja arvojen hetkellä τ-t tallennettuna 94:ään. Summattuina 95:ssä ne muodostavat signaalin muotoa _t/T t/Τ e /Tx/e 1 + e V. Jos edelleen laajennamme eksponen-35 tiaalisia termejä suurempien t:n arvojen sisällyttämisek- f! .

27 86776 si, saamme e-f/n = 1 _ _i_ + ) - T^TT) + · 5

Kaikki muut kumoutuvat paitsi neliötermi jättäen signaalille 98 muodon ^ ( ,2

I 2ri2J

Tämän johdosta signaali 97 valitaan olemaan (l+t2/2T12) , 10 missä Tj jälleen on Tjin keski- tai odotusarvo. Tämä jako jälleen yleisesti korjaa signaalin eksponentiaalisen osan expt-r/Tj(x,y)]:n rekonstruoinnin sallimiseksi, joka voidaan invertoida käyttäen kuvion 5 invertteriä Ti(x,y):n muodostamiseksi. Tämä menetelmä toimii yhtä hyvin epätäy-15 dellisen elpymisen järjestelmässä, koska, kuten aiemminkin, termi exp[-(tr+T+T)/Tj] vaatii identtisen korjausker-toimen.

Kuten aiemminkin, nämä menetelmät, joihin sisältyy hetkinä τ+t ja τ-t otettujen komponenttien summan, sovel-20 tuvat yhtä hyvin valumetrisiin kuvausjärjestelmiin ja poikkileikkauskuvausjärjestelmiin. Tulisi ymmärtää, että summasignaali 98 sen lisäksi, että muodostaa korjauksen näytteenottoaikaa varten, merkittävästi lisää SNR:ää johtuen mittausparista, joka otetaan samoissa gradienttiolo-25 suhteissa.

Selitys on tähän asti keskittynyt pääosin Tx:een eli spinhilan relaksaatioaikaan. Se soveltuu kuitenkin yhtä hyvin T2:n, spin-spin-relaksaatioajän, mittaukseen. Yleisesti T2 mittaukset toteutetaan, kuten on esitetty aiem-30 min referoidussa tekstissä "Nuclear Magnetic Resonance Imaging In Medicine" käyttäen 90° viritystä, jota seuraa viiv-eaika r, jona aikana käytetään 180° inversioviritystä. Tämä inversioviritys palauttaa useat spinnit, jotka ovat siirtyneet erivaiheisiksi siten, että ne muodostavat spinkaiku-35 signaalin inversiovirityksen aikana hetkellä r. Tämä spin- Γ 28 8 6 7 76 kaikusignaali voidaan esittää signaalisegmentillä 55 kuvioissa 2 ja 3 jättämällä huomiotta tätä aikaväliä edeltävät signaalit. Kuten on esitetty molemmissa kuvioissa 2 ja 3, kun spinkaikusignaali 55 saavuttaa huippunsa, systeemi 5 ajetaan tasapainoon käyttäen pursketta 42. Tämän jälkeen otetaan sarja projektiomittauksia nopeasti peräkkäin, kuten aiemmin on kuvattu. Jäljelle jäävän magnetisoinnin alkuperäisen 90° pulssin jälkeen määrittää relaksaatio johtuen vuorovaikutuksesta pyörivien ytimien välillä eli T2 10 spin-spin-relaksaatioaika. Siten signaalin 55 ja seuraa-vien signaalien amplitudia approksimoi ___-2τ/Τ, υ = pe 2 15 missä, kuten aiemminkin, vakiosuuruiset verrannollisuus-kertoimet on jätetty huomiotta.

Kuten T,:n yhteydessäkin, pyrimme tekemään jonon projektiomittauksia joko T2 herkän kuvan luomiseksi, kuten p(x,y)exp[-2x/T2(x,y) ], tai tekemään itse T2(x,y):n kuvan. 20 Jälkimmäinen, kuten on aiemmin kuvattu T^lle, vaatii ylimääräisen projektiomittausjoukon, kuten joukon mittauksia relaksaation puuttuessa p:n mittaamiseksi ensin. Kohtaamme jälleen ongelman, että kukin projektiomittaus otetaan hivenen eri aikana x±t. Näiden virheiden kompensointi suori-25 tetaan tarkalleen, kuten aiemmin on esitetty käyttäen kuvioita 4, 5 ja 6.

Käytettäessä kuvion 4 järjestelmää projektion M! integraalia voidaan kullakin kerralla verrata projektion integraaliin haluttuna aikana x, M0, suhteen Μ,,/Ι^ muodosta-30 miseksi, joka kertoo kunkin projektion ennen rekonstruktiota. Kuvion 5 menetelmä tulee jonkin verran yksinkertaisemmaksi kun käsitellään T2 mittauksia, koska alkuperäinen signaali itse on eksponentiaalinen ilman, että se on summattu vakiotermeihin. Siten Fourier-muunnoksen 70 ulos-35 tulo, projektiosignaalit voidaan syöttää suoraan kertojaan \ 29 86776 86, mitä seuraa rekonstruktio-operaatio. Kerrointekijä 89 tässä tapauksessa kertojassa 86 on exp(2t/T2), missä T2 on, kuten aiemminkin, T2:n keski- tai odotusarvo. Tämä rekonstruoituna 79:ssä muodostaa kuvan p(x,y)exp[-2x/T2(x,y)] ol-5 Ien riippuvainen sekä tiheydestä että T2:sta.

Jos halutaan kuvata T2 erillään, sijoitamme ensin kytkimen 80 asentoon 82 ja sitten seuraavat kuvioiden 2 ja 3 sekvenssit ilman relaksaatiota. Tämä muodostaa p:n projektiot, jotka tallennetaan 84:ään. Sitten kytkimen ol-10 lessa asennossa 81 käytämme samoja sekvenssejä yhdessä aiemmin kuvatun T2 relaksaatioproseduurin kanssa. Jakaminen p:lla jakajassa 83 eliminoi p riippuvuuden. Vähennin 85 on eliminoitu, koska vakiotermejä ei ole mukana. Sitten siirrytään 86:n ja 79sn läpi, kuten juuri on kuvattu, ku-15 van exp[-2x/T2(x,y) ] kehittämiseksi p:n ollessa eliminoituna. Invertteri 87, logaritmioperaatio, kuten aiemminkin, muodostaa T2 (x,y):n.

Tarkempi korjausjärjestelmä on jälleen esitetty kuviossa 6, jossa mittausjoukot otetaan hetkinä x-t ja x+t 20 inversiopurskeesta. Resultoivat projektiosignaalit, jotka tällä kertaa ovat T2 riippuvaisia, tallennetaan, kuten aiemminkin, muisteihin 93 ja 94 ja summataan 95:ssä muodostamaan korjattu projektiosignaali 98. Tämä voidaan syöttää suoraan rekonstruktoriin 79 halutun kuvan 79 muo-25 dostamiseksi. Vaihtoehtoisesti analogisesti aiemmin kuvatun T^n käsittelyjärjestelmän kanssa tähän summaan 98 voidaan kohdistaa lisäkorjaus käyttäen jakajaa 97. Tässä jakava signaali voi olla johdettuna, kuten on aiemmin kuvattu, missä summasignaalia 98 käytetään integraattorin 30 72 kanssa muodostamaan M,, ja integroidut projektiosig naalit hetkinä x ja x+t. Jakosignaali 98 voi olla myös (l+t2/2T22) käyttäen samaa derivointia, kuten aiemmin, jossa korjaus perustuu T2sn keskiarvoon. Kuten aiemminkin, nämä T2 riippuvaiset kuvat voivat olla poikkileikkauskuvia käyt-35 täen kuvioissa 2 ja 3 esitettyjä tiedonkeruuprosesseja tai 30 8 6 7 7 6 ne voivat olla volumetrisia kuvia, missä kuvion 2 tasonva-lintafragmentti on eliminoitu ja käytetään kolmiulotteisia gradienttirakenteita.

Edeltävässä selitysmateriaalissa kukin projektio 5 tietyllä poikittaisgradienttijärjestelyllä kerättiin kerran paitsi kuviossa 6, jossa kukin projektio kerätään kahdesti hetkinä τ+t ja τ-t näytteenottoajän kompensoimiseksi. Voidaan kuitenkin tehdä saman projektion toistettuja mittauksia käyttäen samaa poikittaisgradienttijärjestelyä 10 SNR:n parantamiseksi. Tämä on tärkeä parametri NMR-kuvauksessa ja usein määrittää kyvyn visualisoida tautiprosesseja. Olemassa olevissa NMR-järjestelmissä projektioiden toisto on epäkäytännöllistä, koska täytyy odottaa suhteellisen pitkä aika virityksen välillä, jotta magnetisointi 15 voi elpyä riittävästi. Kuitenkin ohjatun tasapainon tekniikoita käyttäen nämä viritykset voidaan suorittaa suhteellisen nopeasti peräkkäin. Esimerkiksi kuviossa 2 sen sijaan, että muutettaisiin poikittaisgradienttisignaaleja segmentteinä 50 ja 53 esitetyiksi aiemmat poikittaisgra-20 dienttisignaalit 48 ja 51 voidaan toistaa identtisten signaalien 54 ja 56 ollessa yhdistettyinä SNR:n korostamiseksi. Samalla tavoin käyttäen kuvion 3 spinkääntösysteemiä gradienttisignaalisegmentti 64 voidaan korvata 61:n toistamiseksi. Joka tapauksessa aiemman poikittaisgradientti-25 järjestelyn yhden tai useamman toiston jälkeen käytetään uutta poikittaisgradienttia.

Tätä menetelmää SNR:n parantamiseksi käyttäen tietyn projektion toistettuja mittauksia käyttäen ohjattua tasapainoa voidaan soveltaa myös yhden arvon projektiomit-30 taukseen, kuten on esitetty saman keksijän haussa olevissa US-patenttihakemuksissa 332 925 ja 332 926. Tässä projektiot tehdään tietyssä kulmassa, missä kukin projektio on tilavuuden eri yhdensuuntainen tasoalue. Tämä voidaan toteuttaa käyttäen kuvion 2 järjestelmää, jossa tietyn tason 35 projektiosarjän keräämisen jälkeen tietyssä kulmassa purs- γ*Λ ___ 3i 8 6 7 7 6 kesegmenttiä 43 muutetaan taajuudeltaan uuden yhdensuuntaisen xy-tason virittämiseksi. Kaikki poikittaisgradient-tisignaalit, kuten 48 ja 51 toistettaisiin eikä niitä muutettaisi, koska projektiokulma pysyy muuttumattomana. Itse 5 asiassa tarvitaan vain x tai y gradienttikela, ei molempia, koska tarvitaan projektio vain yhdessä suunnassa.

Yhden tason mittaussarjän jälkeen projektiosignaa-lit yhdistettyinä SNR:n parantamiseksi V4 purskeen taajuutta muutetaan seuraavan tason virittämiseksi yhdessä pro-10 sessin toiston kanssa. Tämä voi olla erityisen tärkeää projektiojärjestelmissä, joissa ilman tätä ratkaisua tilavuuden kukin osa on yhden virityksen kohteena yhdessä re-sultoivan matalan SNR:n kanssa.

Monissa olemassa olevissa poikkileikkaus NMR-ku-15 vausjärjestelmissä instrumentit käyttävät käyttämätöntä aikaväliä viritysten välillä muiden yhdensuuntaisten leikkausten kuvaamiseksi. Siten samalla kun tietty tasoleik-kaus relaksoituu, toinen viritetään. Tämä voidaan tehdä myös tässä keksinnössä, koska niissä ratkaisuissa, joihin 20 sisältyy relaksaatio, koko aikaväliä ei voida käyttää viritykseen ja signaalin vastaanottoon. Esimerkiksi, jos kolmannes tästä aikavälistä muodostetaan peräkkäisistä virityksistä, niin kolme leikkausta voidaan kerätä samanaikaisesti. Luonnollisesti tätä keksintöä käyttäen tämä 25 kaikki voitaisiin tehdä huomattavasti vähemmässä ajassa.

Kussakin suoritusmuodossa ohjattua tasapainosek-venssiä käytetään palauttamaan nopeasti alkuperäinen mag-netisointi. Monissa tapauksissa johtuen useista järjestelmän epätarkkuuksista palautus ei tule olemaan täydellinen. 30 Tässä tapauksessa seuraavaksi vastaanotetut signaalit tulevat olemaan jonkin verran matalampia amplitudiltaan. Tämä voidaan helposti kompensoida yksinkertaisesti lisäämällä järjestelmän vahvistusta kunkin projektiomittauksen jälkeen. Vaadittu vahvistuksen lisäyksen määrä voidaan 35 kalibroida ennalta käyttäen tunnettua kohdetta.

m 32 86776

Yhteenvetona tämä hakemus on tähän asti esittänyt järjestelmän ohjatun tasapainon käyttämiseksi nopean mit-taussekvenssin mahdollistamiseksi ilman että odotetaan relaksaatioaikaan verrattavia aikavälejä. Lisäksi tätä 5 järjestelmää sovellettiin relaksaatioajoista riippuvaisten signaalien muodostamiseksi käyttäen tätä samaa sekvenssiä relaksaatioprosessin aikana. Noissa tapauksissa kohdattaisiin normaalisti ongelmia, koska kukin mittaus esittää hivenen eri näytteen relaksaatioprosessin aikana. Tämän 10 ongelman poistamiseksi esitettiin useita yleistettyjä menetelmiä kunkin projektiosignaalin käsittelemiseksi siten, että ne kaikki esittävät näytteitä, jotka ovat verrattavissa haluttuna tiettynä näytteenottohetkenä otettuihin.

Tämä on esitetty yhteenvetona kuviossa 7, jossa on 15 esitetty inversioelpyminen ja spinkaikuelpyminen. Inver- sioelpymisessä, kuten aiemmin on kuvattu, käytetään inver-sioviritystä, jolloin magnetisointi M elpyy M = M0[l-2et/Tl] 20 kuten on esitetty kuviossa 7. Oletetaan, että tietty haluttu aika mittauksen suorittamiseksi on τ, kuten on esitetty. Sekvenssi virityksiä edustaen kuviossa 2 ja 3 esitettyjä on esitetty sarjana merkittyjä aikavälejä molem-25 millä puolilla aikaa τ. Jälleen käyttäen kuvioiden 4, 5 ja 6 menetelmiä kukin näistä virityksistä on tehty vastaamaan hetkellä τ tehtyä niin, että relaksaatiosta riippuvaiset signaalit voidaan kerätä nopeasti.

Samanlainen sekvenssi on esitetty kuviossa 7 spin-30 kaikuelpymistä varten käyttäen klassista 90°-xl-180e viritystä. Sekvenssi on esitetty ajalle, joka seuraa 180° viritystä ja jossa magnetisointi seuraa käyrää M = M0e"t/T2 35 33 86776 kun alkuperäinen spinkaiku esiintyy hetkellä ja τ on jälleen haluttu näytteenottohetki. Sekvenssin kukin mittaus tehdään jälleen vastaamaan x:ta käyttäen kuvioiden 4, 5 ja 6 menetelmiä.

5 Täytyy korostaa, että näitä kompensointitekniikoita voidaan soveltaa myös mihin tahansa ratkaisuun, joka käyttää mittaussekvenssiä relaksaatioaikavälin aikana. Vaikka tähän asti on esitetty vain ohjatun tasapainon menetelmä, toinen menetelmä nopean mittaussekvenssin muodostamiseksi 10 on kuvattu Z.H. Chon ja muiden artikkelissa otsikoltaan "Fourier Transform Nuclear Magnetic Resonance Tomographic Imaging" Proc. of the IEEE, vol. 70 lokakuu 1982, sivut 1152 - 1173. Tässä artikkelissa kuvataan toistettujen spinkaikujen menetelmä useiden peruskuvausratkaisujen yh-15 teydessä. Kuten on esitetty esimerkiksi tuon artikkelin kuviossa 21 ja tämän hakemuksen kuviossa 8, tason valinnan jälkeen käyttäen z-gradienttia ja 90° pulssia, käytetään sarjaa 180° inversiopurskeita suurtaajuusviritystä varten. Nämä kukin tuottavat klassisen spinkaikusignaalin. Kuiten-20 kin kutakin käytetään eri poikittaisgradientin kanssa, kuten on esitetty kuviossa 8, niin että spinkaiku edustaa eri projektiokulmia. Kuten ohjatun tasapainon järjestelmän yhteydessä, tämä sallii datan nopeamman keraamisen. Spin-kaikusignaalit kuitenkin heikentyvät aikavakiolla T2, kuten 25 on esitetty Z.H. Chon artikkelin kuviossa 21.

Viitaten kuvioon 8 tasonvalintaan liittyy 90° purs-keen 40 käyttö yhdessä z-gradienttisignaalin 44 kanssa. Tämä johtaa FlD-signaaliin 54, joka poikittaisgradientti-signaalien 105 ja 109 läsnä ollessa edustaa tiettyä pro-30 jektiokulmaa. Tätä seuraa 180° inversiopulssien 41, 100, 101 jne. sekvenssi kukin eri poikittaisgradienttisignaali-segmenttiparien 106, 110 ja 107, 111 ja 108, 112 vastaavasti kanssa. Siten spinkaikusignaalit 102, 103 ja 104 edustavat, Fourier-muunnettuina haluttua projektiota eri 35 kulmissa.

Γ'* 34 86776 Tätä samaa yleistä ratkaisua käyttäen toistettuja spinkaikuja voidaan soveltaa kuvion 3 spinkääntökuvausjärjestelmään. Tässä kukin poikittaisgradienttisignaalipari V3 ja V5 kuviossa 8 korvataan V3, V5 sekvenssillä, joka on 5 esitetty kuviossa 3, jossa V5 muutetaan ennen kutakin s-pinkaikua ja V3 on kiinteä toistettu aaltomuoto, joka on negatiivinen ennen spinkaikua ja positiivinen sen jälkeen.

Chon artikkelissa kuvattu ja esitetty menetelmä sallii nopeamman tiheysinformaation keräämisen, mutta ei 10 relaksaatioajasta riippuvaisten signaalien, koska kukin projektio edustaisi jonkin verran ei aikaa ja johtaisi virheisiin. Sen johdosta kaikkia aikaisemmin esitettyjä käsittelymenetelmiä kuvioista 4-6 voidaan soveltaa tähän kuvion 8 nopean sekvenssin monispinkaikumenetelmään relak-15 saatioaikojen mittauksen sallimiseksi. Siten kuviossa 8 esitetyt sekvenssit tulevat kuvion 7 sekvenssiaikaväleik-si. Proseduuri on tarkoin sama kuin on aiemmin kuvattu, paitsi että relaksaation aikana inversioelpymisestä tai 90°-r1-180° sekvenssistä kuvion 8 monispinkaikujen sarjaa 20 käytetään ohjatun tasapainojärjestelmän sijasta.

Siten, kuten kuviossa 4, kukin käsitelty spinkaiku-projektiosignaali kuviosta 8 kerrotaan M(J/M1:llä kertojassa 78 ennen rekonstruktiota auttamaan näytteenottoajän virheen korjaamista. Samalla tavoin kuviossa 5 käsitellyn

t/T

25 signaalin eksponentiaalinen osuus kerrotaan c ' l:llä tai e2t/T2:lia riippuen siitä mitä relaksaatioprosessia käytetään virheen korjaamiseksi osittain. Tarkempaa korjausta varten käytetään spinkaikupareja hetkillä τ+t ja τ-t ja ne käsitellään, kuten kuviossa 6. Tämän järjestelmän 30 korjaamiseksi edelleen käsitelty signaali 98 jaetaan kuten aiemminkin. Samalla tavoin signaali 97 voi olla integraalien Μχ/Μο suhde, kuten aiemmin on kuvattu. Siten menetelmiä relaksaatioaikavälien aikaisten projektiosek-venssien käsittelemiseksi voidaan soveltaa mihin tahansa 35 toistettuun projektiosignaalin sekvenssiin.

f' 35 86776

Kuviossa 8 useat spinkaiut tuotettiin käyttäen 180° inversiopurskeita 41, 100 ja 101. Vaihtoehtoinen menetelmä spinkaikusignaalien tuottamiseksi, joka tunnetaan hyvin ja jota on kuvattu aiemmin referoidussa kirjallisuudessa, 5 on gradientin napaisuuden vaihto. Viitaten kuvioon 8 segmentin 54 jälkeen purskeen 41 sijasta tämän saman aikavälin aikana poikittaisgradientit V3 ja V5 signaalisegmentit 105 ja 109 käännetään. Tämä kääntö muodostaa myös spin-kaiun, koska kunkin ytimen suhteellinen taajuus käännetään 10 keskitaajuuden suhteen. Tämä toistetaan seuraaville spinkaiuille kaikki ilman V4:n 180° pursketta ja ilman z-gradienttisignaalia V2.

Γ*',

Claims (12)

36 86776

1. Menetelmä poikkileikkaustasokuvan tuottamiseksi kohteesta (10) käyttäen ydinmagneettista resonanssia, 5 tunnettu vaiheista kohteen tason (28) magnetisoinnin virittäminen tasoon nähden kohtisuoran magneettisen gradientin (44) läsnä ollessa, suurtaajuussignaalien (54) vastaanottaminen ydin-10 spinneistä tasossa (28) käyttäen ensimmäistä poikittais- gradienttijärjestelyä (48, 51), vastaanotettujen suurtaajuussignaalien käsitteleminen projektiosignaalien tuottamiseksi, magnetisoinnin tasossa ohjaaminen takaisin tasa-15 painoon (41, 42), sekvenssin toistaminen käyttäen eri poikittaisgra-dienttijärjestelyjä, kun viritysten sekvenssi esiintyy tasossa olevien ytimien relaksaatioaikavälin aikana, ja joukkoa projektiosignaaleja käsitellään siten, että ne 20 oleellisesti edustavat signaaleja, jotka esiintyisivät tiettynä hetkenä, ja poikkileikkauskuvan rekonstruoiminen käyttäen projektiosignaale ja.

2. Patenttivaatimuksen 1 mukainen menetelmä, 25 tunnettu siitä, että magnetisoinnin ohjaaminen ta kaisin tasapainoon käsittää vaiheet ydinspinnien kääntäminen tasossa vastaanotetun signaalin (41) heikkenemisen jälkeen ja tason virittäminen suurtaajuuspulssilla (42), joka 30 esiintyy vastaanotetun spinkaikusignaalin (55) huipun kohdalla muodostaen oleellisesti 90° kärkikulman.

3. Patenttivaatimuksen 1 tai 2 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että signaalien käsittelyvaihe sisältää vaiheen, jossa kerrotaan projektiosignaalit niiden 35 projektiosignaalien integraalin, jotka ilmenevät oleelli- 37 86776 sesti tiettynä hetkenä ja projektiosignaalien integraalin suhteella.

4. Patenttivaatimuksen 1 tai 2 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että signaalien käsittelyvaihe si-5 sältää vaiheen, jossa kerrotaan projektiosignaalien eksponentiaaliset osat niiden projektiosignaalien eksponentiaalisten osien integraalin, jotka ilmenevät oleellisesti tiettynä hetkenä, ja projektiosignaalien eksponentiaalisten osien integraalin suhteella.

5. Patenttivaatimuksen 1 tai 2 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että viritysten sekvenssi sisältää viritysparit, joilla molemmilla on sama poikittaisgradi-enttijärjestely molempien viritysten tapahtuessa oleellisesti samoin ennen ja jälkeen tietyn hetken ja että kä- 15 sittelyvaihe sisältää vaiheen, jossa kustakin virityspa-rista tuloksena olevat projektiosignaalit summataan.

6. Patenttivaatimuksen 5 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että se sisältää vaiheen, jossa suunnatut projektiosignaalit kerrotaan niiden projektio- 20 signaalien integraalin, jotka ilmenevät oleellisesti tiettynä hetkenä, ja summattujen projektiosignaalien integraalin suhteella.

7. Patenttivaatimuksen 5 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että se sisältää vaiheen, jossa 25 kerrotaan summattujen projektiosignaalien eksponentiaali set osat niiden projektiosignaalien eksponentiaalisten osien integraalin, jotka ilmenevät oleellisesti tiettynä hetkenä ja summattujen projektiosignaalien eksponentiaalisten osien integraalin suhteella.

8. Laite alueen (10) NMR-aktiivisuuden kuvan muo dostamiseksi, tunnettu siitä, että se käsittää välineet (21, 22) suurtaajuusviritysten (40, 43) sekvenssin muodostamiseksi, joihin kuhunkin liittyy eri magneettinen gradientti (48, 51; 50, 53) vastaanotettujen 35 signaalien joukon muodostamiseksi, ; 38 8 6 7 7 6 välineet vastaanotettujen signaalien (29) käsittelemiseksi projektiosignaalien joukon muodostamiseksi, välineet (21, 22) suurtaajuusvirityksestä (40, 43) tuloksena olevan magnetisoinnin ohjaamiseksi takaisin ta-5 sapainoon suurtaajuusviritysten välillä, kun suurtaajuus-viritysten (40, 43) sekvenssi esiintyy alueen (10) ytimien relaksaatioaikavälin aikana, ja välineet projektiosignaalien joukon käsittelemiseksi siten, että ne oleellisesti edustavat signaaleja, jotka esiintyisivät tiettynä hetke-10 nä, välineet alueen (10) kuvan rekonstruoimiseksi käyttäen joukkoa projektiosignaaleja.

9. Patenttivaatimuksen 8 mukainen laite, tunnettu siitä, että välineet magnetisoinnin ohjaamisek- 15 si takaisin tasapainoon sisältävät välineet alueen virittämiseksi suurtaajuusinver-siopulssilla (41) vastaanotetun signaalin (54) heikkenemisen jälkeen ja välineet alueen (10) virittämiseksi suurtaajuus-20 pulssilla (42), joka esiintyy vastaanotetun spinkaikusig- naalin (55) huipun kohdalla muodostaen oleellisesti 90° kärkikulman.

10. Patenttivaatimuksen 8 tai 9 mukainen laite, tunnettu siitä, että välineet projektiosignaalien 25 käsittelemiseksi sisältävät välineet (72, 76, 77, 78) projektiosignaalien (71) kertomiseksi niiden projektiosignaalien integraalin, jotka esiintyvät oleellisesti tiettynä hetkenä ja projektiosignaalien integraalin suhteella.

11. Patenttivaatimuksen 8, 9 tai 10 mukainen laite, 30 tunnettu siitä, että välineet projektiosignaalien käsittelemiseksi sisältävät välineet (83, 84, 85, 86) projektiosignaalien eksponentiaalisten osien kertomiseksi niiden projektiosignaalien eksponentiaalisten osien integraalin, jotka esiintyvät oleellisesti tiettynä hetkenä, 35 ja projektiosignaalien eksponentiaalisten osien integraa- \ · 39 86776 Iin suhteella.

12. Jonkin patenttivaatimuksen 8-11 mukainen laite, tunnettu siitä, että välineet projektiosignaalien käsittelemiseksi sisältävät välineet (93 - 97) projektio-5 signaalien eksponentiaalisen osan kertomiseksi keskimääräisen relaksaatioajan funktiolla. 40 86776