DE19635019A1 - Virtuelle Frequenzkodierung von erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Bilddaten - Google Patents

Description

Das Gebiet der Erfindung sind kernmagnetische Resonanz-Abbil­ dungsverfahren und -systeme. Insbesondere bezieht sich die Er­ findung auf die Mehrschicht-Erfassung von dreidimensionalen kernmagnetischen Resonanz-Bilddaten.

Wenn eine Substanz, wie beispielsweise menschliches Gewebe, ei­ nem einheitlichen Magnetfeld (Polarisationsfeld B₀) unterworfen wird, versuchen sich die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe mit diesem Polarisationsfeld auszurichten, präzedieren aber darum mit ihrer charakteristischen Larmorfre­ quenz. Wenn die Substanz oder das Gewebe, einem Magnetfeld (Er­ regungsfeld B₁) unterworfen wird, das sich in der x-y-Ebene be­ findet und nahe der Larmorfrequenz ist, kann das Netto-ausge­ richtete Moment Mz in der x-y-Ebene gedreht oder "gekippt" wer­ den, um ein Netto-queres magnetisches Moment Mt zu erzeugen. Von den erregten Spins wird ein Signal emittiert und nach der Beendigung des Erregungssignals B₁ kann dieses Signal empfangen und verarbeitet werden, um ein Bild zu erzeugen.

Wenn diese Signale zur Erzeugung von Bildern verwendet werden, werden Magnetfeld-Gradienten (G_x, G_y und G_z) verwendet. Typi­ scherweise wird der abzubildende Bereich mittels einer Folge von Meßzyklen abgetastet, in denen sich diese Gradienten gemäß dem besonderen, verwendeten Lokalisierungsverfahren verändern. Der sich ergebende Satz von empfangenen kernmagnetischen Reso­ nanz-Signalen wird digitalisiert und verarbeitet, um das Bild unter Verwendung einer von vielen wohlbekannten Rekonstrukti­ onstechniken zu rekonstruieren.

Ein Verfahren zur Lokalisierung des Bereichs, von dem kernma­ gnetische Resonanz-Signale erfaßt werden, um ein Bild zu erzeu­ gen, wird im Stand der Technik als die "Schnittauswahl-" oder "Schichtauswahl-"Technik bezeichnet. Ein Magnetfeld-Gradient wird entlang einer Achse (z. B. z-Achse) angelegt und ein aus­ wählender Hochfrequenz-Erregungsimpuls (RF-Erregungsimpuls) wird angelegt. Die Frequenzen des auswählenden Hochfrequenz- Erregungsimpulses bilden am Ort entlang der z-Achse, an dem die Summe des Polarisationsmagnetfelds B₀ und des angelegten Gra­ dientenfelds G_z die Bedingung für die Larmorfrequenz erfüllt, eine Resonanz mit den zu erregenden Spins. Wenn das Polarisati­ onsmagnetfeld B₀ über den abzubildenden Bereich homogen ist und das Gradientenfeld G_z perfekt gebildet ist, wird ein flacher Schnitt oder eine Scheibe von Spins erregt. Der Ort der Schicht wird durch die Mittenfrequenz des auswählenden Hochfrequenz- Erregungsimpulses und seine Dicke durch seine Bandbreite be­ stimmt. Ein derartiger idealer Schnitt ist in Fig. 2 gezeigt.

Da das Polarisationsmagnetfeld B₀ nicht perfekt homogen ist, ist das Schnittauswahl-Verfahren zur Spinerregung in der Praxis weniger als perfekt. Es gibt nicht nur Inhomogenitäten in dem erzeugten Polarisationsfeld B₀, sondern, wenn ein Objekt in dem Ansichtsbereich plaziert wird, bewirkt die magnetische Suszep­ tibilität bzw. Magnetisierbarkeit eine weitere Störung des B₀- Felds und chemische Verschiebungseffekte kommen ins Spiel. Als ein Ergebnis liegen die erregten Schnitte nicht länger in einer flachen Ebene, sondern liegen anstelle davon in einer komple­ xen, konturierten Ebene, wie beispielsweise der in Fig. 3 ge­ zeigten.

Bei den meisten Magnetresonanz-Abbildungs-Impulsen ist die Stö­ rung des ausgewählten Schnitts kein wesentliches Problem. Je­ doch gibt es Gelegenheiten, bei denen eine Schnittauswahl ver­ wendet wird und dann eine Phasenkodierung entlang derselben Achse verwendet wird, um die erfaßten kernmagnetischen Reso­ nanzsignale weiter zu lokalisieren. Da die Phasenkodierung nicht vom Polarisationsfeld B₀ abhängt, wird der Bereich, den es auswählt, nicht von Feldinhomogenitäten gestört und wird nicht mit der Form des ausgewählten Schnitts zusammenfallen.

Eine derartige Situation ist in Fig. 4 veranschaulicht, wo dreidimensionale kernmagnetische Resonanz-Daten unter Verwen­ dung einer Kombination von Schichtauswahl entlang der z-Achse und Phasenkodierung entlang derselben Achse erfaßt werden. Die­ ses Verfahren ist beispielsweise im US-Patent Nr. 4 431 968 mit dem Titel "Method of Three-Dimensional NMR Imaging Using Selec­ tive Excitation" beschrieben. Aufgrund von B₀-Feld Inhomogenitäten sind die drei Schichten 10, 11 und 12 nicht flach, son­ dern anstelle davon in ein komplexes gewölbtes Volumen gestört. Eine Reihe von dreidimensionalen diskreten Fouriertransforma­ tions-Erfassungen (DFT-Erfassungen) werden durchgeführt, um kernmagnetische Resonanz-Daten von jeder erregten Schicht 10 bis 12 zu erfassen. Da Phasenkodierung zur Lokalisierung ent­ lang der z-Achse verwendet wird, stellt das dreidimensionale Feld von kernmagnetischen Resonanz-Daten Abtastwerte dar, die sich in aufeinanderfolgenden, ebenen, entlang der z-Achse an­ geordneten Schnitten 14 befinden. An den Grenzen zwischen den Schichten 10, 11 und 12 sind die ebenen Schnitte 14 von dreidi­ mensionalen Daten aufgrund der gekrümmten Schichtgrenzen nicht auf ihre erregte Schicht beschränkt. Dies erzeugt in den rekon­ struierten dreidimensionalen Bildern dunkle Bänder an den Schichtgrenzen, die im Stand der Technik als das "Jalousie"-
Artefakt (venetian blind-Artefakt) bekannt sind. Dieses Arte­ fakt ist insbesondere bei hohen Polarisationsfeldstärken und wenn schnelle Spin-Echo-Impulsfolgen zur Erfassung der dreidi­ mensionalen kernmagnetischen Resonanz-Daten verwendet werden, störend.

Die vorliegende Erfindung ist ein Verfahren zur Erfassung von kernmagnetischen Resonanz-Daten aus denen ein Bild rekonstru­ iert werden kann und in dem die kernmagnetischen Resonanz-Daten entlang einer Bildkoordinatenrichtung mittels Erfassung von kernmagnetischen Resonanz-Signalen in der Anwesenheit eines Gradientenfelds, das in der Richtung dieser Koordinatenrichtung ausgerichtet ist, frequenz-kodiert werden. Die kernmagnetischen Resonanz-Daten werden effektiv entlang einer zweiten Bildkoor­ dinatenrichtung frequenz-kodiert, indem der relative Zeitpunkt der Erfassung der kernmagnetischen Resonanz-Signale jedesmal verschoben wird, wenn ein Phasen-kodierendes Gradientenfeld, das entlang der zweiten Bildkoordinatenrichtung ausgerichtet ist, stufenweise geändert wird. Die Verschiebung mit relativem Zeitpunkt kann entweder durch Veränderung des Zeitpunkts, zu dem das kernmagnetische Resonanz-Signal während der Abbildungs- Impulsfolge erfaßt wird, oder durch Veränderung der Zeitpunkts des Hochfrequenz-Impulses, der die Quermagnetisierung erzeugt, erreicht werden.

Eine allgemeine Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht da­ rin, Spins innerhalb einer Schicht von durch einen auswählenden Hochfrequenz-Impuls und einen Schicht-Auswahl-Gradienten erreg­ ten Spins zu lokalisieren. Durch stufenweise Ändern eines ent­ lang derselben Achse wie der Schicht-Auswahl-Gradient ausgerich­ teten Phasen-Kodierungs-Gradienten und nachfolgendem Verschie­ ben des relativen Zeitpunkts der erfaßten kernmagnetischen Re­ sonanz-Signale werden die Signal-erzeugenden Spins innerhalb des Schicht entlang der Schicht-Auswahl-Achse lokalisiert. Ir­ gendwelche Unregelmäßigkeiten in der Form der ausgewählten Schicht aufgrund einer Polarisationsfeld-Inhomogenität werden durch das "virtuelle" Frequenz-Kodierungs-Verfahren zur Lokali­ sierung von Spins innerhalb der Schicht genau angepaßt.

Eine andere Aufgabe der Erfindung besteht darin, Bildartefakte in dreidimensionalen Bildern aufgrund von Unbeständigkeiten bei dem Schicht-Auswahl-Verfahren zur Spin-Lokalisierung und dem Phasen-Kodierungs-Verfahren zur Spin-Lokalisierung in der Schicht zu unterdrücken. Mittels Verwendung einer virtuellen Frequenz-Kodierung entlang der Schicht-Auswahl-Achse paßt die Form des dreidimensionalen Felds von erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Daten genau mit der Form der erregten Schicht zusam­ men. Als ein Ergebnis geben die kernmagnetischen Resonanz- Signale an den Grenzen der Schicht genau die magnetische Ant­ wort der erregten Spins wieder und dunkle Bereiche in den re­ konstruierten Bildern werden beseitigt.

Weitere Aufgaben, Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfin­ dung werden aus der nachfolgenden Beschreibung bevorzugter Aus­ führungsbeispiele der Erfindung in Verbindung mit der Zeichnung offensichtlich.

Es zeigen:

Fig. 1 ein Blockschaltbild eines Magnetresonanz-Abbildungssystems, das die vorliegende Erfindung verwendet,

Fig. 2 eine zeichnerische Darstellung eines unter idealen Funk­ tionsbedingungen ausgewählten Schnitts,

Fig. 3 eine zeichnerische Darstellung eines in einem inhomoge­ nen Polarisationsmagnetfeld ausgewählten Schnitts,

Fig. 4 eine zeichnerische Darstellung eines erfaßten Mehrfach- Schicht-Satzes von dreidimensionalen kernmagnetischen Resonanz- Bildaten ohne die vorliegende Erfindung,

Fig. 5 eine graphische Darstellung einer Gradienten-hervorge­ rufenen-Echo-Impulsfolge, die ein bevorzugtes Ausführungsbei­ spiel der Erfindung anwendet,

Fig. 6 eine graphische Darstellung einer schnellen Spin-Echo- Impulsfolge, die ein anderes bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung anwendet, und

Fig. 7 eine zeichnerische Darstellung eines erfaßten Mehrfach- Schicht-Satzes von dreidimensionalen kernmagnetischen Resonanz- Daten unter Verwendung der vorliegenden Erfindung.

Abbildungsverfahren verwenden auswählende Hochfrequenz-Impulse, um in einer zweidimensionalen Abbildung einen Schnitt oder in einer dreidimensionalen Abbildung eine Schicht oder dreidimen­ sionale Mehrfach-Schichten zu definieren. Das Verfahren zur Erfassungs-Rekonstruktion mittels Fourier-Transformation ergibt ein Ergebnis M₀(), das nicht die Dichte des Objekts darstellt, sondern die Dichte multipliziert mit dem (den) Profil(en) des (der) Hochfrequenz-Impulse(s) R().

Die Einführung dieser Multiplikation mit dem Hochfrequenz- Profil kann als ohne Folge für das Abbildungsverfahren erschei­ nen und man würde dazu neigen, sie als zwei unabhängige Vorgän­ ge zu betrachten; dies ist aber falsch. Für einen in Z auswäh­ lenden Hochfrequenz-Impuls wird die auswählende Hochfrequenz­ signalform in der Gegenwart eines Gradientenfelds G_sZ erzeugt. Die Antwort der Protonen während eines Hochfrequenz-Impulses hängt nur von der Hochfrequenz-Signalform B₁(t) und ihrer Reso­ nanz-Frequenz während des Impulses ab. Anders gesagt, alle Pro­ tonen bei derselben Frequenz werden denselben Vorgang durchlau­ fen. Somit ist das Profil R(-) nur eine Funktion der Resonanz­ frequenz f_s während des Impulses. Die Resonanz-Frequenz wird wiederum bestimmt durch das Auswahl-Gradientenfeld G_sZ plus die örtliche B₀ Inhomogenität:

wobei eine andere Koordinate S (deren physikalische Dimension ein Abstand ist) definiert wird. Ein konstanter Wert S ent­ spricht einem konstanten Wert der Resonanz-Frequenz während der Auswahl und definiert eine zweidimensionale Oberfläche, die als Gleich-Auswahl-Frequenz (oder Gleich-S) bezeichnet werden kann. Im allgemeinen, ausgenommen wenn B₀ Null ist oder der Auswahl- Gradient G_s sehr groß ist, ist eine Gleich-Auswahl-Frequenz (Gleich-S) keine Ebene Z = cte.

Die Krümmung einer Gleich-Auswahl-Frequenz (Gleich-S) ist für die zweidimensionale Abbildung nicht von großer Bedeutung. Die Projektion parallel zur Z-Richtung wird auf eine X, Y-Ebene abgebildet, von der Verteilung von p, die zwischen den zwei Gleich-Auswahl-Frequenzen (Gleich-S′s) S = S₀ - σ/2, S = S₀ + σ/2, mit σ als Schnittdicke, enthalten ist. Wenn die Normale zur Oberfläche S = S₀ keinen zu großen Winkel mit der Z-Achse bildet, ist die geometrische und Amplituden-Störung des rekon­ struierten Bilds vernachlässigbar. Im Dreidimensionalen kann die Wirkung jedoch dramatisch sein, da es nicht der Winkel der Normalen ist, der eingreift, sondern die Veränderung in einer Hebung (elevation) Z der Oberfläche S₀. Die Wirkung auf das Abbildungsverfahren, die für die zweidimensionale Abbildung zweiter Ordnung (in ΔB₀) war, wird für die dreidimensionale Abbildung erster Ordnung.

Es wird nun eine Gleich-Auswahl-Frequenz (Gleich-S) mit einem Wert S₀ betrachtet. Man möchte die Hebung Z von irgendeinem Punkt auf der Oberfläche S₀ wissen. Dies ist eine beinahe un­ mögliche Aufgabe, da dies die Kenntnis von ΔB₀() und der Umkeh­ rung von Gleichung (1) erfordert, um Z = f(S₀,X,Y) schreiben zu können. Aber der Bereich der Veränderung von Z, bezeichnet als ΔZ, ist erreichbar, wenn der Bereich der Veränderung der Inho­ mogenität bekannt ist:

Das Problem rührt von der Tatsache her, daß die Fourier-Trans­ formation das Objekt entlang der Koordinate Z und nicht S re­ konstruiert. Eine Kodierung entlang Z über einen Ansichtsbe­ reich L_z erfordert eine Stufe des Kodierungs-Gradienteninte­ grals, multipliziert mit y:

Beispielsweise, wenn L_z gleich der FWHM der ausgewählten Schicht ist, erlauben N₃ Kodierungsschritte eine Rekonstruktion von N₃ Schnitten mit der gewünschten Auflösung (der Schnittdicke) σ = L_z/N₃. Aus dem Satz von N₃ erfaßten Schnitten gehören nur N_kpt Schnitte zu dem flachen Teil des Schichtprofils und werden für die Darstellung verwendet. Das Ausmaß dieses flachen Teils soll durch l_z, l_z = N_kptσ, bezeichnet werden. Dann wird eine dreidimensionale Mehrfach-Schichterfassung mittels Erfas­ sung von einigen Schnitten separat voneinander durch l_z den ganzen Raum überdecken.

Der Kern des Problems liegt in der Tatsache, daß zwei separate Verfahren zu endgültigen Isolierung eines Schnitts verwendet werden: eine Hochfrequenz-Auswahl gefolgt von einer Phasenko­ dierung, wobei jede zwei verschiedene Koordinaten S und Z des Raums definiert. Diese zwei Koordinaten müssen miteinander in Einklang gebracht und gleich gemacht werden. Zuerst soll die Lösung für eine Gradienten-hervorgerufene Echo (GRE) Impulsfol­ ge und dann für eine schnelle Spin-Echo (FSE) Impulsfolge be­ trachtet werden.

Bei der Gradienten-hervorgerufenen Echo (GRE) Impulsfolge gibt es eine Bezugszeit, die den Zeitpunkt bestimmt, zu dem ein "Schnappschuß" von M₀() aufgenommen wird. Bei dem klassischen Gradienten-hervorgerufenen Echo (GRE) ist dies das, was als Echozeit bezeichnet wird, aber aus nachstehend erkennbar wer­ denden Gründen wird dies allgemeiner als Bezugszeit bezeichnet. Allgemeiner wird die Bezugszeit definiert als: die Zeit, die fest mit der Abtastfolge und dem Auslesegradienten verbunden ist; und die Zeit (wenn keine Phasenkodierung durchgeführt wird), zu der das Integral des Gradienten X zu Null gemacht wird.

Demzufolge ergibt sich aufgrund von ΔB₀ bei der Bezugszeit, wenn keine Kodierung angelegt wird, der einzige verbleibende Phasenterm und beträgt ΔB₀(-)T_e (T_e ist die Position der Bezugszeit entfernt vom Kipp-Impuls-Mittelpunkt, wenn keine Phasenkodierung durchgeführt wird). Dies ist eine Konstante, die in der Phase des rekonstruierten Bilds M₀() enthalten sein wird.

Der Phasenkodierungs-Gradient verändert die Phase der Magneti­ sierung zur Bezugszeit gemäß einer vorbestimmten Gesetzmäßig­ keit beispielsweise linear als eine Funktion der Signalerfassungs-Reihenfolge (n₂, n₃).

wobei δk_y, δk_z das Zeitintegral multipliziert mit γ der inkre­ mentalen Kodierungs"keulen" (encoding lobes) sind. Um die drit­ te Koordinate Z des rekonstruierten Bilds mit der Koordinate S zusammenfallen zu lassen, wird Z in dem δk_z enthaltenden Term in S verändert.

was verständlicher umzuschreiben ist als:

δT besitzt die physikalische Dimension einer Zeit, wie ihr Name nahelegt. Physikalisch stellt sie die zur Erzeugung eines Wellenzahl-Imkrements δk_z mit einem konstanten Gradienten der Amplitude G_z erforderliche Zeit dar. Oder, anders gesagt, ist sie die zur Verschiebung in der Phase um 2π der an den zwei Rändern des Ansichtsbereichs (entlang Z) liegenden Protonen mit einem konstanten Gradienten G_z erforderliche Zeit. Ähnlich ist T = N₃ × δT die zur Verschiebung in der Phase um 2π von zwei um eine gewünschte Auflösung (die Schnittdicke) getrennten Proto­ nen mit einem konstanten Gradienten G_z erforderliche Zeit.

Bei Verwendung von Gleichung (2) wird die Impulsfolge derart verändert, daß am Bezugspunkt zusätzlich zu der normalen Gra­ dientenkodierung n₃δk_z die Magnetisierung einer Verschiebung der Phase aufgrund von ΔB₀ während einer Zeit n₃δT unterliegt. Dies erfaßt natürlich durch Verschiebung des Bezugspunkts (zusammen mit der Abtastfolge und dem Auslesegradienten) um n₃ × δT. Natürlich muß eine Totzeit T/2 zwischen dem Ende der-Ko­ dierungen und dem Beginn der Signalabtastung hinzugefügt wer­ den, um die veränderbare Zeit anzupassen. Gleichung (2) kann auch vollständig in Termen von n₃ × δT geschrieben werden:

was anzeigt, daß der Auswahlzeitraum selbst zur Kodierung um eine variable Zeit verwendet werden kann. In der Praxis bedeu­ tet dies eine Unterdrückung aller kodierenden "Keulen" (lobes) in der dritten Richtung und vergrößert den flachen Teil des Auswahl-Gradienten auf jeder Seite der Hochfrequenz-Impulses um T/2. Als Folge davon wird die Phasen-wiederherstellende Keule zur Kompensation der Vergrößerung γG_sS der Phase während des Hochfrequenz-Impulses angepaßt. Dann wird zur Kodierung die Position des Mittelpunkts des Hochfrequenz-Impulses in seinem vergrößerten Auswahl-Gradienten-Fenster um (-n₃ × δT) versch­ oben, indem die durch Gleichung (3) ausgedrückte Phase erzeugt wird.

Diese Lösung ist der ersten vorzuziehen, da die zur Gradienten­ signalform gehörende Folge für alle Signalerfassungen konstant bleibt und sich nur der Hochfrequenz-Impuls vor und zurück be­ wegt. Als ein Ergebnis tritt nur eine geringe oder keine Wir­ belstrom-Veränderung auf.

Die schnelle Spin-Echo-Impulsfolge enthält zahlreiche Null- Phasen-Punkte: den Mittelpunkt des Flip-Impulses und alle (ΔB₀) Echozeiten (d. h. die Position in der Mitte zwischen zwei Nach­ fokussierungs-Impulsen). Auch kann zu jedem Lesezeitraum, zu­ sammengesetzt aus einer Signal-Abtastfolge und einem konstanten Lese-Gradienten G_r ein Bezugspunkt hinzugefügt werden. Dieser Bezugspunkt wird, wenn keine Kodierung durchgeführt wird (nomi­ nale Folge), in Übereinstimmung mit dem Null-Phasenpunkt des entsprechenden Echos gelegt. Wenn er an die Hochfrequenz-Im­ pulsfolge angelegt wird, muß eine Lösung die Carr-Purcel-Mei­ boom-Gill (CPMG) Bedingung beibehalten.

Die Verschiebung in der Phase für ein Proton zwischen dem Mit­ telpunkt von zwei aufeinanderfolgenden Nachfokussierungs-Im­ pulsen muß das Doppelte der Verschiebung in der Phase sein, die es zwischen dem Mittelpunkt des Kipp-Impulses (flip pulse) und dem Mittelpunkt des ersten Nachfokussierungs-Impulses erfährt. Die Phase des Kipp-Impulses muß für alle Auswahl-Resonanzfre­ quenzen eine Phasenverschiebung von 90° (Phasenquadratur) zu den Nachfokussierungs-Impulsen aufweisen, die selbst gleichpha­ sig sind.

Die Folge der Carr-Purcel-Meiboom-Gill (CPMG) Bedingung für die Zeitintegrale der Gradienten ist wie folgt. Für alle Gradiente­ nintegrale oder ein Inhomogenitätsintegral, müssen Werte zwi­ schen dem Mittelpunkt von zwei Nachfokussierungs-Impulsen genau das Doppelte ihres entsprechenden Werts zwischen dem Mittel­ punkt des Kipp-Impulses und dem Mittelpunkt des ersten Nachfokussierungs-Impulses sein.

Die erste Lösung für die schnelle Spin-Echo (FSE) Impulsfolge ist eine direkte Ausdehnung der Lösung für die Gradienten-her­ vorgerufene Echofolge. Jedes Echo wird separat betrachtet. Es, gibt einen Null-Phasenpunkt, die ΔB₀ Echozeit. Auch gibt es einen Bezugspunkt auf der Abtastfolge und dem Lesegradienten. Abgesehen von dieser Änderung in der Definition des Null-Pha­ senpunkts wird dieselbe Folgerung wie für die Gradienten­ hervorgerufene Echo (GRE) Impulsfolge angewandet und Gleichung (2) ist immer noch vollständig gültig.

Zur Anwendung dieser Lösung wird nicht die Hochfrequenz- oder irgendeine andere Kodierungs"keule" (encoding lobe) verändert, sondern nur der Leseteil jedes Echos (der Bezugspunkt) genommen und vorwärts und rückwärts weg von der ΔB₀ Echozeit um den Wert n₃ × δT bewegt. Natürlich wird die Trennung zwischen jedem Nachfokussierungs-Impuls um T vergrößert, um diese Verschiebung des Leseteils anpassen zu können. Die Anpassung zwischen dem Kipp-Impuls und dem ersten Nachfokussierungs-Impuls muß auch um T/2 erhöht werden, um die Carr-Purcel-Meiboom-Gill (CPMG) Be­ dingung für ΔB₀ beizubehalten. Dies ist das einzige Erfordernis zur Beibehaltung der Carr-Purcel-Meiboom-Gill (CPMG) Bedingung, da die Gradienten-Integralwerte zwischen den Hochfrequenz-Im­ pulsen nicht verändert wurden.

Durch eine Ausdehnung kann, da kein Gradienten-Integral zwi­ schen den Hochfrequenz-Impulsen für irgendeine Verschiebung des Leseteils verändert wird, auch eine verschiedene k_z Kodierung für jedes Echo durchgeführt werden (d. h. es kann gemacht wer­ den, daß sich n₃ von einem Echo zum nächsten verändert).

Eine andere Lösung für die schnelle Spin-Echo (FSE) Impulsfolge verwendet eine konstante Kodierung für alle Echos. Bei dieser Lösung werden zuerst alle Z-Phasen-kodierenden "Keulen" (lobes) beseitigt. Der flache Teil des Auswahl-Gradienten auf jeder Seite des Original-Hochfrequenz-Impulses (Kipp-Impuls und Nach­ fokussierungs-Impulse) wird um T/2 vergrößert, wobei nicht ver­ gessen wird, daß die Nachfokussierungs-"Keule" des G_z-Gradien­ ten nach dem Kipp-Impuls angepaßt wird, um am Ende des Gradien­ ten-Nachfokussierungs-Zeitraums ein Null-Integral von G_z zu be­ halten. Um dies durchzuführen, wird der minimale Echoabstand um zumindest T verlängert. Dann werden zur Kodierung (n₃ × δk_z) in alle Blöcken die Hochfrequenz-Impulse um -(n₃ × δT) bewegt.

Zur Überprüfung, das dies die Carr-Purcel-Meiboom-Gill (CPMG) Bedingung nicht zerstört, und zur Durchführung der gewünschten dritten Richtungs-Phasenkodierung wird die Schicht gerade in infinitesimal kleine Schnitte S₀, S₀+dS geschnitten. Der Ein­ fluß der Zeitverschiebung um (n₃ × δT) aller Impulse ist äqui­ valent zur Veränderung der Phase der Quermagnetisierung am Ende des Kipp-Impulses um (n₃ × δk_z)S₀ und zur Drehung der Achse al­ ler Nachfokussierungs-Impulse bei derselben Gleich-Auswahl- Frequenz (Gleich-S) um dieselbe Menge. Somit wird bei Blick auf jeden Schnitt (S₀, S₀+dS) die Carr-Purcel-Meiboom-Gill (CPMG) Bedingung bewahrt und die Signale bei Echozeiten werden um die­ selbe Phase (n₃ × δk_z)S₀ gedreht (d. h. es wird die gewünschte Kodierung entlang der dritten Richtung).

Es gibt zwei Arten von Carr-Purcel-Meiboom-Gill (CPMG) Bedin­ gungen. Die Carr-Purcel-Meiboom-Gill (CPMG) Bedingung an sich, bei der die 90° (Kipp-Impuls) Verschiebung (Quadratur) einer Folge von konstanten Phasen-Nachfokussierungs-Impulsen auf­ tritt. Es gibt noch eine andere als modifizierte Carr-Purcel- Meiboom-Gill (CPMG) bekannte Bedingung, bei der der Kipp-Impuls und die Nachfokussierungs-Impulse auf derselben Achse erzeugt werden, sich aber das Vorzeichen der Nachfokussierungs-Impulse für jeden anderen Impuls verändert. Die modifizierte Carr- Purcel-Meiboom-Gill (CPMG) Folge ist die Carr-Purcel-Meiboom- Gill (CPMG) Folge, die jedoch in einem drehenden Rahmen be­ trachtet wird, der sich um einen Winkel π zwischen jedem Nach­ fokussierungs-Impuls dreht. Dieses Ergebnis ist konsistent mit der Carr-Purcel-Meiboom-Gill (CPMG) Bedingung, bei tatsächli­ cher Betrachtung des Spins in einem drehenden Rahmen, der einen Offset von δf₀ besitzt, ist es äquivalent zu einem Hinzufügen einer Phasenveränderung δf₀T_e/2 zwischen dem Kipp-Impuls und dem ersten Nachfokussierungs-Impuls und δf₀T_e zwischen jeden Nachfokussierungs-Impulsen. Sie sind in einem Verhältnis von 1 : 2 und widersprechen der Definition nicht. Dann wird dieser andere Freiheitsgrad verwendet - die Bezugsphase von jedem Impuls kann sich linear als eine Funktion der Zeitposition sei­ nes Mittelpunkts verändern (dies ist äquivalent zur Betrachtung der Hochfrequenz-Impulse in einem anderen drehenden Rahmen). Wie im vorangehenden Absatz wird eine lineare Phasen-Verände­ rung über die durch den Kipp-Impuls ausgewählte Schicht erzeugt (durch Verschiebung des Impulses weg von seiner nominalen Zeitposition):

Aber für die Nachfokussierungs-Impulse (numeriert mit i = 1 . . . ) wird eine sich wie folgt verändernde Bezugsphase verwen­ det:

(wiederum durch Verschiebung jedes der Nachfokussierungs-Impulse um eine geeignete Zeit, verschieden für jeden Impuls). Die Carr-Purcel-Meiboom-Gill (CPMG) Bedingung ist immer noch erfüllt, da die Phasenerhöhung zwischen dem Kipp-Impuls und dem ersten Nachfokussierungs-Impuls SΔK/2 und die Erhöhung zwischen jedem Nachfokussierungs-Impuls SΔK ist. Die Phase des bei jedem Echo (i = 1 . . . ) empfangenen Signals ist

Es liegt eine Kodierung entlang der dritten Richtung vor, die linear als eine Funktion der Echoanzahl veränderlich ist und die Parameter k_z ^o und ΔK können zur Verschachtelung der Erfas­ sung der erforderlichen k_z Werte auf verschiedene Weise verwen­ det werden, wie es klassisch in der Richtung Y bei dem zwei- oder drei-dimensionalen schnellen Spin-Echo (FSE) erfolgt.

Angenommen, daß k_z⁰=0, dann beträgt die Verschiebung des i-ten Hochfrequenz-Impulses:

Dies entspricht einer Carr-Purcel-Meiboom-Gill (CPMG) Folge von Hochfrequenz mit einem Echoabstand von T_e + ΔT, wobei T_e der Echoabstand von den Lese-Zeiträumen (und allen anderen Gradien­ ten) ist. Somit verschieben sich die Hochfrequenz-Folge und die Echosignale regelmäßig (ΔT größer als jedes Echo) weg von dem Mittelpunkt der Lese-Zeiträume, so daß es die linear veränder­ liche Kodierung ergibt. Dazu kann eine Kodierung entsprechend k_z ^o mittels globaler Zeitverschiebung aller Hochfrequenz-Im­ pulse hinzugefügt werden, wie es im vorstehenden Paragraph ge­ schah.

Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels

Fig. 1 zeigt die Hauptbestandteile eines bevorzugten Magnetre­ sonanz-Abbildungs-Systems (MRI-Systems), das die vorliegende Erfindung enthält. Die Funktion des Systems wird von-einer Be­ dienerkonsole 100 aus gesteuert, die eine Tastatur und eine Steuertafel 102 und eine Anzeigeeinrichtung 104 aufweist. Die Bedienerkonsole 100 steht über eine serielle Verbindungsein­ richtung bzw. Verbindungsleitung 116 mit einem separaten Compu­ tersystem 107 in Verbindung, das einem Bediener ermöglicht, die Erzeugung und Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm bzw. der Anzeigeeinrichtung 104 zu steuern. Das Computersystem 107 ent­ hält eine Anzahl von Einrichtungen, die miteinander über eine Rückwandplatine in Verbindung stehen. Diese umfassen eine Bild­ verarbeitungseinrichtung 106, eine Zentraleinheit bzw. Zentral­ verarbeitungseinrichtung (CPU-Einrichtung) 108 und eine Spei­ chereinrichtung 113, die im Stand der Technik als ein Bild- Pufferspeicher zur Speicherung von Bilddatenfeldern bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einer Plattenspeicherein­ richtung 111 und einem Bandlaufwerk 112 zur Speicherung von Bilddaten und Programmen verbunden und steht über eine serielle Hochgeschwindigkeits-Verbindungseinrichtung bzw. -leitung 115 mit einer separaten Systemsteuereinrichtung 122 in Verbindung.

Die Systemsteuereinrichtung 122 enthält einen Satz von Einrich­ tungen, die miteinander über eine Rückwandplatine verbunden sind. Diese umfassen eine Zentraleinheit bzw. Zentralverarbei­ tungseinrichtung (CPU-Einrichtung) 119 und eine Impulserzeu­ gungseinrichtung 121, die über eine serielle Verbindungsein­ richtung bzw. Verbindungsleitung 125 mit der Bedienerkonsole 100 verbunden ist. Über diese Verbindungseinrichtung bzw. Ver­ bindungsleitung 125 empfängt die Systemsteuereinrichtung 122 Befehle vom Bediener, die die durchzuführende Abtastfolge an­ zeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 betätigt die Sy­ stembestandteile zur Ausführung der gewünschten Abtastfolge. Sie erzeugt Daten, die den Zeitpunkt, die Stärke und die Form von zu erzeugenden Hochfrequenz-Impulsen anzeigen, und den Zeitpunkt und die Länge des Datenerfassungsfensters. Die Impul­ serzeugungseinrichtung 121 ist mit einem Satz von Gradienten­ verstärkereinrichtungen 127 verbunden, um den Zeitpunkt und die Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse anzuzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungssteuerein­ richtung 129, die Signale von einer Anzahl von verschiedenen mit dem Patienten verbundenen Sensoreinrichtungen, wie bei­ spielsweise EKG-Signale von Elektroden oder Atemsignale von einem Blasebalg, empfängt. Schließlich ist die Impulserzeu­ gungseinrichtung 121 mit einer Abtastraum-Schnittstellenschal­ tung 133 verbunden, die Signale von zahlreichen Sensoreinrich­ tungen, die mit dem Zustand des Patienten und des Magnetsystems in Verbindung stehen, empfängt. Auch empfängt ein Patientenpo­ sitionierungssystem 134 über die Abtastraum-Schnittstellen­ schaltung 133 Befehle zur Bewegung des Patienten zu der ge­ wünschten Position für die Abtastung.

Die von der Impulserzeugungseinrichtung 121 erzeugten Gradien­ tensignalformen werden an ein Gradientenverstärkereinrichtungs­ system 127 angelegt, das aus G_x, G_y- und G_z-Verstärkerein­ richtungen besteht. Jede Gradientenverstärkereinrichtung erregt eine entsprechende Gradientenspule in einer allgemein mit 139 bezeichneten Anordnung, um die zur Positionskodierung erfaßter Signale verwendeten Magnetfeld-Gradienten zu erzeugen. Die Gradientenspulen-Anordnung 139 bildet einen Teil einer Magnet­ anordnung 141, die einen Polarisationsmagneten 140 und eine Ganzkörper-Hochfrequenz-Spule 152 enthält. Eine Sende-/Emp­ fangseinrichtung 150 in der Systemsteuereinrichtung 122 erzeugt Impulse, die von einer Hochfrequenz-Verstärkereinrichtung 151 verstärkt und der Hochfrequenz-Spule 152 über eine Sende-/Empfangs-Schalteinrichtung 154 zugeführt werden. Die sich erge­ benden, von den erregten Kernen in dem Patienten abgestrahlten Signale können von derselben Hochfrequenz-Spule 152 erfaßt und über die Sende-/Empfangs-Schalteinrichtung 154 einer Vorver­ stärkereinrichtung 153 zugeführt werden. Die verstärkten kern­ magnetischen Resonanz-Signale werden im Empfangsteil der Sende- /Empfangseinrichtung 150 demoduliert, gefiltert und digitali­ siert. Die Sende-/Empfangsschalteinrichtung 154 wird von einem Signal von der Impulserzeugungseinrichtung 121 gesteuert, um die Hochfrequenz-Verstärkereinrichtung 151 während der Sendebe­ triebsart mit der Hochfrequenz-Spule 152 und während der Emp­ fangsbetriebsart mit der Vorverstärkereinrichtung 153 zu ver­ binden. Die Sende-/Empfangsschalteinrichtung 154 ermöglicht auch eine Verwendung einer separaten Hochfrequenz-Spule (bei­ spielsweise einer Kopf-Spule oder einer Oberflächen-Spule) eine Verwendung in der Sende- oder in der Empfangsbetriebsart.

Die durch die Hochfrequenz-Spule 152 aufgenommenen kernmagneti­ schen Resonanz-Signale werden von der Sende-/Empfangseinrich­ tung 150 digitalisiert und zu einer Speichereinrichtung 160 in der Systemsteuereinrichtung 122 übertragen. Wenn eine Abtastung vollständig ist und ein gesamtes Datenfeld in der Speicherein­ richtung 160 erfaßt wurde, fourier-transformiert eine Feldver­ arbeitungseinrichtung 161 die Daten in ein Feld von Bilddaten. Diese Fourier-Transformation wird entlang jeder k-Raum Dimen­ sion der erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Daten durchgeführt, die in den meisten Anwendungen entweder zwei- oder dreidimen­ sional sein können. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbindungseinrichtung bzw. Verbindungsleitung 115 dem Compu­ tersystem 107 zugeführt, wo sie in der Plattenspeichereinrich­ tung 111 gespeichert werden. Ansprechend auf von der Bediener­ konsole 100 empfangene Befehle können diese Bilddaten auf der Bandlaufwerkeinrichtung 112 archiviert oder durch die Bildver­ arbeitungseinrichtung 106 weiter verarbeitet und der Bediener­ konsole 100 zugeführt und auf der Anzeigeinrichtung 104 darge­ stellt werden.

Für eine genauere Beschreibung der Sende-/Empfangseinrichtung 150 wird auf die US-Patente Nr. 4 952 877 und Nr. 4 992 736 verwiesen.

Das erste Ausführungsbeispiel der Erfindung verwendet die in Fig. 5 veranschaulichte Gradienten-hervorgerufene Echo-Impuls­ folge (gradient recalled echo pulse sequence). Eine Beschrei­ bung einer herkömmlichen Gradienten-hervorgerufenen Echo-Im­ pulsfolge ist im US-Patent Nr. 4 707 658 offenbart. Diese Im­ pulsfolge enthält einen Schicht-Auswahl-Gradienten-Impuls 200, der von einem Wieder-In-Phase-Bringungs-Impuls 202 gefolgt wird. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist dieses Gra­ dientenfeld (G_z) entlang der z-Achse ausgerichtet. Wie im Stand der Technik wohlbekannt, entspricht das Fehlen von Phasenkodie­ rung entlang derselben Achse des Bereichs des negativen Wieder- In-Phase-Bringungs-Impulses 202 einer Hälfte des Bereichs des Schicht-Auswahl-Impulses 200. Ein auswählender Hochfrequenz- Erregungsimpuls 204 wird während dem Anlegen des Schicht-Aus­ wahl-Impulses 200 angelegt und seine Bandbreite wird einge­ stellt, um Spins in einer Schicht (z. B. 8 mm dick) entlang der z-Achse zu erregen.

Die Gradienten-hervorgerufene Echo-Impulsfolge enthält auch einen Auslese-Gradientenimpuls 206, der sofort folgend auf den Wieder-In-Phase-Bringungs-Impuls 202 angelegt wird. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist der Auslese-Gradient (G_x) entlang der x-Achse ausgerichtet und der Impuls 206 folgt auf einen negativen Außer-Phase-Bringungs-Impuls 208. Ein kernma­ gnetisches Resonanz-Echo-Signal 210 wird mit seinem Spitzenwert bei dem Mittelpunkt des Auslese-Gradientenimpulses 206 auftre­ tend gebildet. Dieses kernmagnetische Resonanz-Echo-Signal 210 wird abgetastet, um eine Linie von kernmagnetischen Resonanz- Daten (z. B. 256 Abtastwerte) entlang der k_x-Achse im k-Raum zu erzeugen. Diese Impulsfolge wird wiederholt durchgeführt und ein entlang der y-Achse ausgerichteter Kodierungs-Gradienten­ impuls (G_y) wird schrittweise durch eine entsprechende Reihe von Werten (z. B. 128 Phasen-Kodierungen) verändert, um den k- Raum in der k_y-Richtung abzutasten. Als Ergebnis davon wird ein zwei-dimensionales Feld von kernmagnetischen Resonanz-Daten erfaßt, aus dem ein einzelnes zweidimensionales Schnittbild rekonstruiert werden kann.

Ein dreidimensionales Feld von kernmagnetischen Resonanz-Daten wird mittels Wiederholen der vorstehend beschriebenen zweidi­ mensionalen Abtastung erfaßt, wobei die Phasen-Kodierung ent­ lang der Schicht-Auswahl-Achse (d. h. der z-Achse) angelegt wird. Wie in Fig. 5 gezeigt, wird dies durchgeführt, um fünf zweidimensionale Schnitte an aufeinanderfolgenden Orten in der erregten Schicht zu erfassen, indem der Phasen-wiederherstel­ lende Gradientenimpuls 202 über fünf aufeinanderfolgende Werte, die durch gestrichelte Linien 212 angezeigt sind, schrittweise verändert wird. Jeder Schritt 212 in der z-Achsen Phasen-Kodie­ rung bewegt die zweidimensionale Erfassung im k-Raum entlang der k_z-Achse und bei der Beendigung der Abtastung wurde ein dreidimensionales Feld von kernmagnetischen Resonanz-Daten (z. B. 256 × 128 × 5) erfaßt, aus dem fünf zweidimensionale Schnittbilder rekonstruiert werden können. Unter idealen Meßbe­ dingungen stellen diese fünf Bilder die kernmagnetischen Reso­ nanzsignale von fünf benachbarten Schnitten dar, die genau die erregte Schicht füllen.

Wie vorstehend erklärt, kann sich aufgrund von Inhomogenitäten in dem Polarisationsmagnetfeld B₀ die Form der erregten Schicht von der Form jedes erfaßten zweidimensionalen Datensatzes un­ terscheiden. Dieses Problem wird in diesem Ausführungsbeispiel der Erfindung durch Verschiebung des Auslese-Gradientenimpulses 206 hinsichtlich des Hochfrequenz-Erregungsimpulses 204 zu je­ dem Zeitpunkt, zu dem der z-Achsen-Phasen-Kodierungsimpuls 212 schrittweise verändert wird, gelöst. Während der Abtastung wird der Auslese-Gradientenimpuls 206 somit um eine Folge von Posi­ tionen, die durch gestrichelte Linien 214 angezeigt sind, ver­ schoben. Die erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Signale 210 werden ähnlich um eine Folge von Positionen, die durch gestri­ chelte Linien 216 angezeigt sind, verschoben. Die Verschiebung (ΔT) bei der Echozeit wird derart ausgewählt, daß der Bereich unter dem Auslesegradienten-(G_z-)Impuls 206 über diese Zeit­ verschiebung ΔT gleich dem Bereich des Schritts (ΔG_z) in dem z-Achsen-Phasen-Kodierungs-Gradientenimpuls 212 ist:

ΔG_z T₂₁₂ = G_x ΔT,

wobei T₂₁₂ die Zeitdauer des Phasen-wiederherstellenden Impul­ ses 212 ist. Diese Verschiebung (ΔT) bei der Echo-Signal-Erfas­ sungszeit frequenzkodiert effektiv die kernmagnetischen Reso­ nanzsignale für jeden zweidimensionalen Schnitt verschieden. Diese "virtuelle" Frequenzkodierung entlang der Schicht-Aus­ wahl-Gradientenachse wird durch Inhomogenitäten im Polarisati­ onsmagnetfeld B₀ beeinflußt. Als Ergebnis davon besitzen die ausgewählten zweidimensionalen Schnitte dieselbe Form wie die ausgewählte Schicht. Wie in Fig. 7 veranschaulicht, werden die zweidimensionalen Schnitte 16 somit aufeinanderfolgend mit den Grenzen 18 der ausgewählten Schichten 20 und es gibt keine Lücken in dem erfaßten dreidimensionalen kernmagnetischen Reso­ nanz-Datensatz und daher keine Bildartefakte.

Das zweite Ausführungsbeispiel der Erfindung verwendet die schnelle Spin-Echo-Impulsfolge, wie in Fig. 6 veranschaulicht. Eine genaue Beschreibung einer schnellen Spin-Echo-Impulsfolge ist im US-Patent Nr. 5 378 985 mit dem Titel "Fast Spin Echo Prescan For MRI" beschrieben. Diese Impulsfolge enthält einen Schicht-Auswahl-Gradienten G_z, der bei 220 während dem Anlegen eines 90° auswählenden Hochfrequenz-Erregungs-Impulses 222 an­ gelegt wird. Darauf folgt ein negativer Phasen-wiederherstel­ lender Gradientenimpuls 224 mit einem Bereich, der den Spin wieder in Phase bringt, wenn der Hochfrequenz-Erregungsimpuls 222 mit Mittelpunkt des Schicht-Auswahl-Gradientenimpulses 220 ausgerichtet ist. Wie nachstehend noch erläutert wird, wird bei Anwendung der vorliegenden Erfindung die Ausrichtung des Hoch­ frequenz-Erregungsimpulses 222 während der Abtastung verschoben und dies verschlechtert die z-Achsen-Kodierung der Spins zur Auswahl von Schnittorten innerhalb der Schicht, wie im vorste­ hend erwähnten US-Patent Nr. 4 431 968 beschrieben.

Nach dem Phasen-Wiederherstellenden Impuls 224 wird der erste einer Reihe von acht Schicht-Auswahl-Gradientenimpulsen 226 zusammen mit einer entsprechenden Reihe von auswählenden 180° Hochfrequenz-Nachfokussierungs-Impulsen 228 angelegt. Der Ab­ stand zwischen den Mittelpunkten der Schicht-Auswahl-Impulse ist der gewünschte Echo-Abstand (ESP) und der Abstand zwischen Schicht-Auswahl-Impulsen 220 und 226 ist ein halber Echo-Ab­ stand (ESP/2). Derselbe Abstand (ESP) wird zwischen Hochfre­ quenz-Nachfokussierungs-Impulsen 228 beibehalten und der Ab­ stand ESP/2 wird zwischen dem Hochfrequenz-Erregungsimpuls 222 und der ersten Hochfrequenz-Nachfokussierungs-Impuls 228 beibe­ halten. Dennoch wird die Hochfrequenz-Impulsfolge systematisch in der Zeit verschoben, wie nachstehend genauer beschrieben. Dieser Abstand und die Carr-Purcel-Meiboom-Gill (z. B. CPMG) Bedingungen für eine schnelle Spin-Echo-Impulsfolge werden im­ mer beibehalten. Die Breiten der Schicht-Auswahl-Gradienten­ impulse 220 und 226 sind derart, daß die Hochfrequenz-Impulse 222 und 224 immer in der Gegenwart des Schicht-Auswahl- Gradienten G_z präsent sind, trotz der Verschiebung der Hochfre­ quenz-Impulse während der Abtastung. Die Bandbreiten der aus­ wählenden Hochfrequenz-Impulse 222 und 228 werden eingestellt, um die gesamte Schichtdicke (z. B. 8 mm) auszuwählen.

Auslese-Gradientenimpulse 230 werden während der Intervalle nach jedem Schicht-Auswahl-Gradientenimpuls 226 angelegt. Als ein Ergebnis werden kernmagnetische Resonanz-Echosignale 232 erzeugt und durch Abtastung während jedes Auslese-Gradienten­ impulses 230 erfaßt. Diese Abtastwerte (z. B. 256 Abtastwerte) bilden eine Linie von kernmagnetischen Resonanz-Daten entlang der k_x-Achse im k-Raum. Ein Außer-Phase-Bringungs-Auslese-Gra­ dientenimpuls 234 wird vor dem ersten Hochfrequenz-Nachfokus­ sierungsimpuls 228 angelegt, um die anfängliche Abtastung ent­ lang der Auslese-Achse zum negativen k_x-Raum zu verschieben. Phasen-Kodierungs-Impulse G_y (in den Zeichnung nicht gezeigt) werden auch auf herkömmliche Art und Weise vor jedem Auslese- Gradientenimpuls 230 angelegt und ein entsprechender Rückspul- Gradientenimpuls (rewinder gradient pulse) -G_y wird nach jedem Auslese-Gradientenimpuls angelegt. Die Phasen-kodierenden Im­ pulse G_y werden schrittweise über ihren Satz von Werten (z. B. 128 Werte) auf die herkömmliche Art und Weise verändert, um den k-Raum entlang der k_y-Achse für jeden zweidimensionalen Schnitt von erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Daten abzutasten.

Eine Phasenkodierung entlang dem Schicht-Auswahl-Gradienten G_z wird gemäß diesem Ausführungsbeispiel der Erfindung durch Ver­ schiebung der Hochfrequenz-Impulsfolgen um ΔT erreicht. Die Zeitverschiebung ΔT wird derart ausgewählt, daß die sich erge­ bende Veränderung in der angehäuften Phase entsprechend dem schraffierten Bereich 240 sich in dem gewünschten Abstand (z. B. 1,0 mm) zwischen zweidimensionalen Bildschnitten innerhalb der erregten Schicht ergibt. Für jeden während der Abtastung zu erfassenden zweidimensionalen Schnitt von kernmagnetischen Resonanz-Daten werden die Hochfrequenz-Impulsfolgen 222 und 228 um ein Ausmaß ΔT verschoben. Eine Ausrichtung der Hochfrequenz- Impulse 222 und 228 für drei zweidimensionale bei Z1, Z2 und Z3 angeordnete Schnitte sind in Fig. 6 veranschaulicht, obwohl zusätzliche zweidimensionale Schnitte erhalten werden können, aber nicht dargestellt sind.

Es sollte offensichtlich sein, daß die Verschiebung (ΔT) der Hochfrequenz-Impulse 222 und 228 das Zeitintervall zwischen jedem Hochfrequenz-Nachfokussierungs-Impuls 228 und dem folgen­ den kernmagnetischen Resonanz-Echo-Signal 232 verändert. Dies geschieht, da der Zeitablauf des Auslese-Gradientenimpulses 230 während der gesamten Abtastung unverändert bleibt. Ebenso wie beim vorstehend beschriebenen ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung frequenzkodiert diese Veränderung in dem Zeitablauf (ΔT) zwischen dem Hochfrequenz-Impuls und seinem entsprechenden kernmagnetischen Resonanz-Echo-Signal die kernmagnetischen Re­ sonanz-Echo-Signale für jeden zweidimensionalen Schnitt ein­ zeln. Diese virtuelle Frequenzkodierung wird durch die Inhomo­ genitäten im Polarisationsmagnetfeld B₀ beeinflußt und die sich ergebenden ausgewählten zweidimensionalen Schnitte besitzen dieselbe Form wie die ausgewählte Schicht, wie in Fig. 7 ge­ zeigt.

Somit werden zur Erfassung von dreidimensionalen kernmagneti­ schen Resonanz-Daten unter Verwendung einer Kombination eines Schicht-Auswahl-Gradienten und auswählender Hochfrequenz-Erre­ gungsimpulse Schichten ausgewählt. Dünnere zweidimensionale Schnitte werden innerhalb jeder Schicht ausgewählt, indem eine virtuelle Frequenz-Kodierung der erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Signale verwendet wird. Diese Kodierung wird durch schrittweises Verändern des Werts des Gradienten in der Schicht-Auswahl-Richtung und gleichzeitiges Ändern des Zeitin­ tervalls zwischen der Hochfrequenz-Erregung und der Erfassung des sich ergebenden kernmagnetischen Resonanz-Echo-Signals er­ reicht. Es werden eine Gradienten-hervorgerufene-Echo-Impuls­ folge und eine schnelle Spin-Echo-Impulsfolge beschrieben.

Claims (11)

1. Verfahren zum Erzeugen eines Bilds aus von einem interessie­ renden Bereich erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Daten, mit den Schritten:

• a) Anlegen eines Polarisationsmagnetfelds (B₀) an den interes­ sierenden Bereich,
• b) Anlegen eines eine Quermagnetisierung von Spins erzeugenden Hochfrequenz-Erregungsimpulses (204) an den interessierenden Bereich,
• c) Anlegen eines ersten Magnetfeld-Impulses (200) mit einem entlang einer Bildachse ausgerichteten Gradienten,
• d) Anlegen eines zweiten Magnetfeld-Impulses (206) mit einem entlang einer zweiten Bildachse ausgerichteten und in einem eingestellten Zeitintervall nach dem Anlegen der Hochfrequenz- Erregungsimpulses zur ersten Bildachse senkrechten Gradienten,
• e) Erfassen eines kernmagnetischen Resonanzsignals (210) wäh­ rend dem Anlegen des zweiten Magnetfeld-Impulses zur Erzeugung eines Satzes von Signalabtastwerten entlang einer Dimension des k-Raums,
• f) Wiederholen der Schritte a) bis e) mit einer inkrementellen Veränderung in dem angelegten ersten Magnetfeld-Impuls und ei­ ner inkrementellen Verschiebung (ΔT) in dem eingestellten Zeit­ intervall zwischen dem Hochfrequenz-Erregungsimpuls und dem zweiten Magnetfeld-Impuls, um dadurch zusätzliche Sätze von Signalabtastwerten zu erfassen, die eine zweite Dimension des k-Raums definieren, und
• g) Erzeugen eines Bilds mittels Fourier-Transformieren der Sätze von Signalabtastwerten entlang jeder der ersten und zweiten Dimensionen des k-Raums.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Hochfrequenz-Erregungsimpuls ein auswählender Impuls ist und ein Schicht-Auswahl-Impuls mit einem entlang der einen Bildachse ausgerichteten Gradienten gleichzeitig mit dem aus­ wählenden Hochfrequenz-Erregungsimpuls angelegt wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die inkrementelle Veränderung (ΔT) durch Verschieben der Zeit, zu der der Hochfrequenz-Erregungsimpuls angelegt wird, erreicht wird.

4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die inkrementelle Veränderung (ΔT) durch Verschieben der Zeit, zu der der zweite Magnetfeld-Impuls angelegt wird, erreicht wird.

5. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Hochfrequenz-Erregungsimpuls ein auswählender Impuls ist und ein Teil des ersten Magnetfeld-Impulses während dem Anlegen des auswählenden Hochfrequenz-Erregungsimpulses angelegt wird.

6. Verfahren zum Erzeugen eines Bilds aus von einem interessie­ renden Bereich erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Daten, mit den Schritten:

• a) Anlegen eines Polarisationsmagnetfelds (B₀) an den interes­ sierenden Bereich,
• b) Anlegen eines ersten Magnetfelds mit einem entlang einer Bildachse ausgerichteten Gradienten, wobei das erste Magnetfeld als ein erster Gradientenimpuls (220) um einen Zeitabschnitt (ESP) getrennt von einem Satz von zweiten Gradientenimpulsen 226) angelegt wird und die Gradientenimpulse in dem Satz von weiten Impulsen voneinander durch die Hälfte des Zeitab­ schnitts (ESP/2) getrennt sind,
• c) Anlegen eines zweiten Magnetfelds mit einem entlang einer zweiten Bildachse ausgerichteten Gradienten (234) und einem Satz von dritten Gradientenimpulsen (230)′ die nach entspre­ chenden der zweiten Gradientenimpulse und getrennt voneinander durch den Zeitabschnitt (ESP) angelegt werden,
• d) Erzeugen einer Folge von Hochfrequenz-Impulsen mit einem während dem Anlegen des ersten Gradientenimpulses erzeugten Hochfrequenz-Erregungsimpuls (222), gefolgt von einem Satz von während dem Anlegen von aufeinanderfolgenden zweiten Gradien­ tenimpulsen erzeugten Nachfokussierungs-Hochfrequenz-Impulsen (228), wobei der Hochfrequenz-Erregungsimpuls von dem ersten Nachfokussierungs-Hochfrequenz-Impuls um die Hälfte des Zeitab­ schnitts (TE/2) getrennt ist, und jeder der Nachfokussierungs- Hochfrequenz-Impulse von dem anderen um den Zeitabschnitt (TE) getrennt ist,
• e) Erfassen eines kernmagnetischen Resonanz-Signals während dem Anlegen jedes der dritten Gradientenimpulse, um einen Satz von Signalabtastwerten entlang einer Dimension des k-Raums zu er­ zeugen,
• f) Wiederholen der Schritte a) bis e) mit einer inkrementellen Verschiebung (ΔT) in der Folge der Hochfrequenz-Impulse, um zu­ sätzliche Sätze von Signalabtastwerten zu erfassen, die eine zweite Dimension des k-Raums definieren, und
• g) Erzeugen eines Bilds mittels Fourier-Transformieren der Sät­ ze von Signalabtastwerten entlang jeder der ersten und zweiten Dimensionen des k-Raums.

7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei jeder der Hochfrequenz-Impulse in der Folge ein auswählender Hochfrequenz-Impuls ist.

8. Verfahren nach Anspruch 6, wobei der Hochfrequenz-Erregungsimpuls einen Kipp-Winkel von im we­ sentlichen 90° besitzt und die Nachfokussierungs-Hochfrequenz- Impulse einen Kipp-Winkel von im wesentlichen dem Doppelten des Hochfrequenz-Erregungsimpulses besitzen.

9. Verfahren nach Anspruch 6, wobei ein drittes Magnetfeld mit einem entlang einer dritten Bildach­ se ausgerichteten Gradienten als ein vierter Gradientenimpuls vor dem Anlegen jedes der dritten Gradientenimpulse angelegt wird, um die erfaßten Signale entlang einer dritten Dimension des k-Raums zu phasenkodieren.

10. Vorrichtung zur Erzeugung eines Bilds aus von einem inter­ essierenden Bereich erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Daten, mit:

• a) einer Einrichtung (140) zur Erzeugung eines Polarisationsma­ gnetfelds (B₀) und zum Anlegen dieses Polarisationsmagnetfelds an den interessierenden Bereich,
• b) einer Einrichtung (150, 151) zur Erzeugung von Hochfrequenz- Erregungsimpulsen (204), die eine Quermagnetisierung von Spins im interessierenden Bereich erzeugen, und zum Anlegen der Hoch­ frequenz-Erregungsimpulse,
• c) einer Einrichtung (127) zur Erzeugung eines ersten Magnet­ feld-Impulses (200) mit einem entlang einer ersten Bildachse ausgerichteten Gradienten und eines zweiten Magnetfeld-Impulses (206) mit einem entlang einer zweiten Bildachse ausgerichteten und zu der ersten Bildachse zu einem gesetzten Zeitintervall nach dem Anlegen der Hochfrequenz-Erregungsimpulses senkrechten Gradienten,
• d) einer Einrichtung (150) zur Erfassung eines kernmagnetischen Resonanz-Signals (210) während dem Anlegen des zweiten Magnet­ feld-Impulses, um einen Satz von Signalabtastwerten entlang einer Dimension des k-Raums zu erhalten,
• e) einer Einrichtung (122) zur Steuerung der Bilderzeugung, die die Einrichtungen a) bis d) derart steuert, daß die Signale wiederholt angelegt werden, wobei der angelegte erste Magnet­ feld-Impuls inkrementell verändert wird und eine inkrementelle Verschiebung (ΔT) in der eingestellten Zeit zwischen dem Hoch­ frequenz-Erregungsimpuls und dem zweiten Magnetfeld-Impuls ge­ steuert wird, um dadurch zusätzliche Sätze von Signalabtastwer­ ten zu erfassen, die eine zweite Dimension des k-Raums definie­ ren, und
• f) einer Einrichtung (106) zur Erzeugung eines Bilds durch Fourier-Transformation der Sätze von Signalabtastwerten entlang jeder der ersten und zweiten Dimensionen des k-Raums.

11. Vorrichtung zur Erzeugung eines Bilds aus von einem inter­ essierenden Bereich erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Daten, mit:

• a) einer Einrichtung (140) zur Erzeugung eines Polarisationsma­ gnetfelds (B₀) und zum Anlegen dieses Polarisationsmagnetfelds an den interessierenden Bereich,
• b) einer Einrichtung (150, 151)
• - zur Erzeugung von ersten und zweiten Magnetfeldern, wobei das erste Magnetfeld einen entlang einer Bildachse ausgerichteten Gradienten und das zweite Magnetfeld einen entlang einer zwei­ ten Bildachse ausgerichteten Gradienten (234) besitzt,
• - zum Anlegen des ersten Magnetfelds als ein erster Gradienten­ impuls (220) um einen Zeitabschnitt (ESP) getrennt von einem Satz von zweiten Gradientenimpulsen (226), wobei die Gradienten­ impulse in dem Satz von zweiten Impulsen voneinander durch die Hälfte des Zeitabschnitts (ESP/2) getrennt sind, und
• - zum Anlegen des zweiten Magnetfelds mit dem entlang der zwei­ ten Bildachse ausgerichteten Gradienten (234) und einem Satz von dritten Gradientenimpulsen (230), die nach entsprechenden der zweiten Gradientenimpulse und getrennt voneinander durch den Zeitabschnitt (ESP) angelegt werden,
• c) einer Einrichtung (127) zur Erzeugung einer Folge von Hoch­ frequenz-Impulsen mit einem während dem Anlegen des ersten Gra­ dientenimpulses erzeugten Hochfrequenz-Erregungsimpuls (222), gefolgt von einem Satz von während dem Anlegen von aufeinander­ folgenden zweiten Gradientenimpulsen erzeugten Nachfokussie­ rungs-Hochfrequenz-Impulsen (228), wobei der Hochfrequenz-Er­ regungsimpuls von dem ersten Nachfokussierungs-Hochfrequenz- Impuls um die Hälfte des Zeitabschnitts (TE) getrennt ist, und jeder der Nachfokussierungs-Hochfrequenz-Impulse von dem ande­ ren um den Zeitabschnitt (TE) getrennt ist,
• d) einer Einrichtung (150) zur Erfassung eines kernmagnetischen Resonanz-Signals (232) während dem Anlegen der dritten Gra­ dientenimpulse, um einen Satz von Signalabtastwerten entlang einer Dimension des k-Raums zu erhalten,
• e) einer Einrichtung (122) zur Steuerung der Bilderzeugung, die die Einrichtungen a) bis d) derart steuert, daß die Signale wiederholt angelegt werden, wobei die Folge der Hochfrequenz- Impulse inkrementell verschoben wird, um zusätzliche Sätze von Signalabtastwerten zu erfassen, die eine zweite Dimension des k-Raums definieren, und
• f) einer Einrichtung (106) zur Erzeugung eines Bilds durch Fou­ rier-Transformation der Sätze von Signalabtastwerten entlang jeder der ersten und zweiten Dimensionen des k-Raums.