DE69416765T2

DE69416765T2 - Apparat zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz

Info

Publication number: DE69416765T2
Application number: DE69416765T
Authority: DE
Inventors: Naoto C/O Shimadzu Corp. Iijima (Sanjo Work), Nakagyo-Ku, Kyoto 604; Akihiro C/O Shimadzu Corp. Ishikawa (Sanjo Work), Nakagyo-Ku, Kyoto 604; Satoru C/O Shimadzu Corp. Kohno (Sanjo Work), Nakagyo-Ku, Kyoto 604
Original assignee: Shimadzu Corp
Current assignee: Shimadzu Corp
Priority date: 1993-09-30
Filing date: 1994-09-06
Publication date: 1999-07-01
Anticipated expiration: 2014-09-07
Also published as: KR100335833B1; KR950007800A; JP2755125B2; JPH0795970A; DE69416765D1; EP0646807B1; CN1104883A; EP0646807A1; US5548215A

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

1. Gebiet der Erfindung

Diese Erfindung betrifft MR-Tomographen, die NMR (Kernmagnetresonanz) ausnutzen, und im besonderen MR-Tomographen, die Bilder mittels einer Hybridabtastung genannten Technik aufnehmen.

2. Beschreibung verwandter Techniken

Nach einem grundlegenden Verfahren gibt ein üblicher MR-Tomograph wiederholt eine Impulsfolge ab. Mit dieser Impulsfolge wird ein Antwortsignal (Primärantwort) erzeugt, indem ein Patient mit einem RF (Radiofrequenz)-Anregungspuls bestrahlt wird (auch 90º-Impuls genannt, da er die Spinphase der Protonen um 90º dreht) und dann mit einem RF-Refokussierungsimpuls (auch 180º-Impuls genannt, da er die Spinphase der Protonen um 180º dreht). Dann wird die Impulssequenz mit unterschiedlichen Phasenkodierbeträgen wiederholt. Die Daten eines in einer Impulsfolge erzeugten Antwortsignales werden in einem Rohdatenraum (auch k-Raum genannt) in einer Reihe angeordnet. Für einen Rohdatenraum mit beispielsweise 256 Zeilen muß bei diesem grundlegenden Verfahren die Impulsfolge 256mal mit unterschiedlichen Phasenkodierbeträgen wiederholt werden. Die Datenaufnahme ist deshalb ein relativ zeitaufwendiger Vorgang.
Vor diesem Hintergrund wurde die sogenannte Single-Shot-Abtastung entwickelt, bei der ein Patient mit einem RF-Anregungspuls bestrahlt wird (dem Single-Shot). Mit diesem Single-Shot werden die Daten für alle Zeilen im Rohdatenraum aufgenommen. Das Single-Shot-Verfahren umfaßt ein Verfahren mit schneller Spinantwort sowie das sogenannte EPI (Echo Planar Imaging). Eine nach diesem Verfahren arbeitende Vorrichtung ist in US 4,684,891 beschrieben. Das Verfahren mit schneller Spinantwort verwendet eine RARE (Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement = Schnelle Datenaufnahme mit Relaxationsverstärkung) genannte Impulsfolge, bei der auf einen RF-Anregeimpuls mehrere (z. B. 256) RF- Refokussierungsimpulse folgen, um Antwortsignale zu erzeugen, die unterschiedliche Phasenkodierung haben. Das Planarantwortbildverfahren verwendet eine als Gradientenumschaltung bezeichnete Technik, bei der auf einen Anregungsimpuls eine mehrmalige (z. B. 256mal) wechselnde Umpolung von Feldgradientenimpulsen folgt, um mehrere Antwortsignale zu erzeugen, die unterschiedlicher Phasenkodierung unterworfen sind. Die durch diese Verfahren erzeugten Antwortsignale sind jedoch zeitlich abgeschwächt, und spätere Antwortsignale haben geringere Stärke. Deshalb ergibt sich nach Anordnung der Daten aus diesen Antwortsignalen in mehreren Zeilen in einem Rohdatenraum in der Rekonstruktion ein Schnittbild schlechter Qualität.
Deshalb wurde eine Mischung aus obenstehend erwähntem Grundverfahren und dem Single-Shot-Abtastverfahren entwickelt, bekannt als Hybridabtastverfahren. Dieses Hybridabtastverfahren wird nun am Beispiel der Kombination des Grundverfahrens und des Verfahrens mit schneller Spinantwort beschrieben. Dabei wird ein Patient abfolgend mit einem RF-Anregeimpuls und dann mit vier RF-Refokussierungsimpulsen behandelt, wodurch vier aufeinanderfolgende Signale erzeugt werden. Jedes dieser Antwortsignale wird auf vier verschiedene Arten phasenkodiert, um Daten für vier der 256 Zeilen des Rohdatenraums auf einmal zu sammeln. Diese Impulsfolge wird dann 64-mal wiederholt, um die Daten für alle Zeilen des Rohdatenraums aufzunehmen.
Durch den Einsatz dieses Hybridabtastverfahrens kann die Anzahl von Impulsfolgen verringert werden, die erforderlich ist, um die für einen Rohdatenraum nötigen Daten aufzunehmen, ohne die Bildqualität wesentlich zu mindern. Auf diese Weise kann die Bildaufnahme durchgeführt werden.
Das Hybridabtastverfahren hat jedoch leider die folgenden Nachteile:
Besonders bei dem das Grundverfahren und das Verfahren mit schneller Spinantwort kombinierenden Hybridabtastverfahren, d. h. wenn mehrere RF-Refokussierungspulse verwendet werden, um mehrere Antwortsignale aufzunehmen, und wenn CPFH (Carr-Purcell-Freeman-Hill) (auch modifizierte CP) Impulsfolgen mit abwechselnder Umschaltung der Phasenpolarität der RF-Refokussierungsimpulse verwendet werden, wird die Spinphase der Protonen von einem RF-Anregungsimpuls um 90º gedreht, danach von dem ersten RF-Refokussierungsimpuls um 180º und schließlich vom zweiten RF-Refokussierungsimpuls um -180º gedreht. Dadurch wird die Phasenpolarität eine bestimmte Anzahl mal umgeschaltet, abwechselnd für die ungeradzahligen und danach die deradzahligen RF-Refokussierungsimpulse. Jedes der dadurch erzeugten Antwortsignale wird unterschiedlicher, zusammenhängender Phasenkodierung unterworfen. Die aus den Antwortsignalen abgeleiteten Daten werden auf benachbarten Zeilen, d. h. auf Zeilen mit zusammenhängenden Phasenkodierwerten, im Rohdatenraum angeordnet. Mittels einer Fourier-Transformation auf diesen Rohdatenraum wird ein Bild rekonstruiert. Die Phasenkodierbeträge benachbarter Zeilen, die zusammenhängend sein sollten, sind aufgrund der Phasenunterschiede (180º) zwischen den Antwortsignalen nicht zusammenhängend. Eine auf den Rohdatenraum mit solchen nicht zusammenhängenden Phasenkodierbeträgen angewendete Fourier-Transformation führt unter anderem zu Artefakten, wie Flecken.
Wenn entsprechende RF-Refokussierungsimpulse und eine CPMG (Carr- Purcell-Meiboom-Gill)-Impulsfolge verwendet werden, bei der die RF-Refokussierungsimpulse mit 90º Phasenunterschied zum RF-Anregeimpuls ausgesandt werden, tritt kein Phasenunterschied zwischen den Antwortsignalen auf, da zwischen den RF-Refokussierungsimpulsen kein Phasenunterschied vorliegt. Deshalb tritt bei einem solchen Rohdatenraum bzw. bei der Schnittdarstellung keine Fleckenbildung auf. Werden jedoch Daten für mehrere Rohdatenräume (d. h. für mehrere Schnitte aufgenommen), liegt ein Phasenunterschied zwischen benachbarten Zeilen im Rohdatenraum für andere als den Mittenschnitt auf, d. h. für am Umfang liegende Schnitte, und zwar aus folgenden Gründen.
Zum Aufnehmen mehrerer Schnitte werden üblicherweise schnittauswählende Feldgradientenimpulse in Richtung der Schnittdicke verlaufend angewendet. Die schnittauswählenden Feldgradientenimpulse werden so eingesetzt, daß sie für einen mittig gelegenen Schnitt verschwindende Stärke haben. Die Trägerfrequenz des RF-Anregungsimpulses und der RF-Refokussierungsimpulse wird um einen von der Schnittlage abhängigen Betrag gegenüber der Frequenz zur Auswahl des mittigen Schnittes, für den der Feldgradientenimpuls verschwindende Stärke hat, verändert. Da dadurch mehrere Schnitte ausgewählt werden, ist die Trägerfrequenz des RF-Anregungsimpulses und der RF-Refokussierungsimpulse für den mittigen Schnitt und für am Rand gelegene Schnitte unterschiedlich. Die Daten der für die Schnitte aufgenommenen Antwortsignale werden jedoch mittels einer Phasendetektion gesammelt, bei der die Bezugsfrequenz gleich der Trägerfrequenz zur Auswahl und zum Anregen des mittigen Schnittes ist. Da die zum Aussenden der RF-Impulse bei den am Rand gelegenen Schnitten verwendete Trägerfrequenz von der Bezugsfrequenz zur Aufnahme der Antwortsignale, die von den RF-Impulsen erzeugt werden, abweicht, sind die Phasenkodierwerte, die im Rohdatenraum fair am Rand gelegene Schnitte in Linien angeordnet sind, um den jeweiligen Frequenzunterschieden entsprechende Phasenunterschiede verschoben. Somit treten bei den Randschnitten Phasenunterschiede auf, da das Polarkoordinatensystem der Trägerfrequenz gegenüber dem Polarkoordinatensystem der Bezugsfrequenz, das das Beobachtungssystem ist, gedreht ist. Diese Phasenunterschiede führen dazu, daß im konstruierten Bild, wie oben bereits erwähnt, Flecken auftreten.
Ein das Grundverfahren und das Verfahren mit ebener Antwort kombinierendes Hybridabtastverfahren hat folgende Nachteile.
Die Antwortsignale werden durch Umpolung der Feldgradientenimpulse erzeugt. Aus den Unterschieden im Zeitablauf der Umpolung der Feldgradientenimpulse und aus der Nichtgleichförmigkeit des statischen Magnetfeldes rühren Unterschiede bei der Erzeugungszeit des Antwortpeaks her. Dadurch entstehen Phasenunterschiede zwischen den Antwortsignalen. Dies führt ebenso zu einem fleckigen Bild.
Um diese Phasenunterschiede zwischen den Antwortsignalen zu vermeiden, ist es naheliegend, den Zeitablauf des Aussendens der RF-Refokussierungsimpulse zu variieren und dadurch die Peakerzeugungszeit für jedes Antwortsignal zu steuern. Dies machte jedoch ein Steuersystem für die RF-Sender o. ä. erforderlich, um die erforderliche Hochgeschwindigkeitssteuerung der Frequenzen und die Sende zeitsteuerung der RF-Refokussierungsimpulse zu bewirken, was eine starke Belastung des Steuersystems darstellen würde. Diese Maßnahme ist deshalb nicht durchführbar, da die Hochgeschwindigkeitssteuerung unzureichende Genauigkeit mit sich brächte bzw. eine Stabilität des Steuersystems erforderte.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Das Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, einen MR-Tomograph anzugeben, der in der Lage ist, die Phasenunterschiede zwischen den Antwortsignalen zu verbessern, wenn Bilder mittels eines Hybridabtastverfahrens aufgenommen werden, und Fleckenbildung im Bild zu unterdrücken, ohne die Schwierigkeit aufzuwerfen, daß eine starke Belastung auf das Steuersystem zukommt.
Dieses Ziel wird nach der Erfindung durch einen MR-Tomograph nach dem unabhängigen Anspruch 1 erreicht.
Der Hauptmagnet bildet in einem Bildraum ein statisches Magnetfeld. Dann erzeugt die erste Feldgradientenspule im Bildraum einen schnittauswählenden Feldgradientenimpuls. Dadurch treten an unterschiedlichen Orten in Richtung der Schnittdicke verschiedene Resonanzfrequenzen auf. Anschließend sendet der RF- Sender abfolgend einen RF-Anregeimpuls und mehrere RF-Refokussierungsimpulse aus. Die Trägerfrequenz der RF-Impulse ist so gewählt, daß sie die Protonen in einem gewünschten Schnitt anregt. Die zweite Feldgradientenspule bewirkt eine andere Kodierung der entsprechenden Antwortsignale, die von diesen RF-Impulsen erzeugt werden. Die dritte Feldgradientenspule erzeugt in zeitlichem Zusammenhang mit der Entstehung der Antwortsignale Lesefeldgradientenimpulse. Die Daten werden mittels Aufnehmen der Antwortsignale bei einer vorbestimmten Frequenz (der Bezugsfrequenz) vom Datensammler aufgesammelt. Da die Antwortsignale mit einer vorbestimmten Trägerfrequenz moduliert sind, treten zwischen den Antwortsignalen aufgrund der zwei unterschiedlichen Frequenzen Phasenunterschiede auf. Darüber hinaus haben die Antwortsignale auch aufgrund der Tatsache Phasenunterschiede, daß der RF-Sender die RF-Refokussierungsimpulse aussendet. Der Phasenfeststeller detektiert die Phasenunterschiede zwischen den Antwortsignalen, indem die Phasenunterschiede der Antwortpeaks in den entsprechenden Antwortsignalen für die Bezugsfrequenz festgestellt werden. Die Drehvorrichtung dreht die aus den Antwortsignalen aufgenommenen Daten auf Grundlage der Phasenunterschiede.
Durch diese Drehungen werden die Phasen der Antwortsignale zusammenhängend verbunden. Der Datenprozessor rekonstruiert aus den gedrehten Daten, d. h. aus einem Rohdatenraum mit zusammenhängenden Phasenkodierwerten, ein Schnittbild.
Dadurch wird mit dem Hybridabtastverfahren ein Schnittbild mit erhöhter Geschwindigkeit aufgenommen, da die Phasenunterschiede zwischen den Antwortsignalen detektiert und verbessert werden. Die Phasen der entsprechenden Zeilen im Rohdatenraum werden zusammenhängend verbunden, um Fleckenbildung im aus diesem Rohdatenraum rekonstruierten Bild zu unterdrücken.
In einer Ausführungsform der Erfindung bewirkt der RF-Sender das Aussenden der RF-Refokussierungsimpulse bei abwechselnder Umschaltung deren Phasenpolarität.
Der RF-Sender sendet den RF-Anregeimpuls aus, so daß die Spinphase der Protonen um einen vorbestimmten Winkel gedreht wird, und sendet dann mehrere RF-Refokussierungsimpulse aus, um die Spinphase der Protonen um einen vorbestimmten Winkel zu drehen, wodurch mehrere Antwortsignale entstehen. Im allgemeinen ist der RF-Anregeimpuls ein 90º-Impuls und die RF-Refokussierungsimpulse sind 180º-Impulse. Um diese Winkel wird die Spinphase der Protonen gedreht. Sie werden durch die Regelung der Sendezeitsteuerung und der Impulsfeldstärke eingestellt. Aufgrund von Fehlern in der Sendezeitsteuerung, Ungenauigkeiten in der Feldstärke o. ä. ist es nicht möglich, die RF-Refokussierungsimpulse genau als 180º-Impulse herzustellen. Beispielsweise können die 180º-Impulse auch 175º-Impulse sein. Werden die Spinphasen der Protonen zusammenhängend von mehreren unvollkommenen 175º-RF-Refokussierungsimpulsen gedreht, häufen sich die Phasenfehler von 5º an. Bei vier 180º-RF-Refokussierungsimpulsen ergibt sich beispielsweise eine Phase von 180º · 4 = 720º bezüglich der Ausgangsphase. Bei vier unvollkommenen Impulsen ergibt sich jedoch eine Phase von 175º · 4 = 700º, somit ein summierter Phasenfehler von 20º (5º · 4). Wenn die RF-Refokussierungsimpulse mit abwechselnd umgeschalteter Phasenpolarität angewendet werden, z. B. abwechselnd 180º-Impulse und -180º-Impulse, dreht der erste RF-Refokussierungsimpuls den Spinwinkel der Protonen um 175º und der zweite RF-Refokussierungsimpuls dreht den Spinwinkel um -175º. Dies führt zu einem summierten Phasenfehler von 0º. Dadurch können bei einem RF-Anregungsimpuls und mehreren nachfolgend aufgebrachten RF-Refokussierungsimpulsen Antwortsignale über eine lange Zeitdauer erzeugt werden.
In einer anderen Ausführungsform der Erfindung bewirkt der Phasenfeststeller vorzugsweise die Ableitung der Phasenunterschiede aus
Φ = (ωc -ωr)k · Tes + (1+(-1)k)π/2 [rad]
bewirken, wobei k positiv ganzzahlig ist und eine Antwortsignalnummer in der Reihenfolge des Aussendens bezeichnet, ωc die Trägerfrequenz und ωR die Bezugsfrequenz und Tes ein Antwortintervall ist.
Der Phasenfeststeller leitet einen Phasenunterschied für jedes Antwortsignal aus dem Unterschied zwischen der Trägerfrequenz ωc und der Bezugsfrequenz ωR für die Antwort k und das Antwortintervall Tes (dem ersten Term in obiger Gleichung) ab. Wenn der RF-Sender die RF-Refokussierungsimpulse mit abwechselnd umgeschalteter Phasenpolarität aussendet, tritt ein 180º Phasenunterschied zwischen den ungeradzahligen Antwortsignalen und den geradzahligen Antwortsignalen auf. Dieser Phasenunterschied wird aus dem zweiten Term in obiger Gleichung abgeleitet. Die Summe aus dem ersten und dem zweiten Term liefert den Phasenunterschied, der bei jedem Antwortsignal entsteht.
Indem die Phasendifferenz nach obiger Gleichung für jedes Antwortsignal abgeleitet wird, kann Fleckenbildung im Bild mit dem Hybridabtastverfahren mit CPFH-Impulsfolge unterdrückt werden. In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung kann der RF-Sender das Aussenden der RF-Refokussierungsimpulse 90º phasenverschoben zum RF-Anregungsimpuls bewirken, ohne die Phasenpolarität umzuschalten. Die Vorrichtung kann das Hybridabtastverfahren dann auch mit CPMG-Impulszügen in der Impulsfolge ausführen. In einer weiteren Ausführungs form der Erfindung bewirkt der Phasenfeststeller vorzugsweise die Ableitung der Phasenunterschiede aus
Φ = (ωc - ωr)k · Tes [rad]
wobei k positiv ganzzahlig ist und eine Antwortsignalnummer in der Reihenfolge des Aussendens bezeichnet, ωc die Trägerfrequenz ωR die Bezugsfrequenz und Tes ein Antwortintervall ist.
Der Phasenfeststeller leitet einen Phasenunterschied für jedes Antwortsignal aus dem Unterschied zwischen der Trägerfrequenz ωc und der Bezugsfrequenz ωR für die Antwortzahl k und das Antwortintervall Tes ab.
Durch Ableiten des Phasenunterschiedes für jedes Antwortsignal nach oben stehender Gleichung kann somit Fleckenbildung im Bild mit dem Hybridabtastverfahren mit CPMG-Impulsfolge unterdrückt werden.
In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung bewirken die Phasenfeststellmittel vorzugsweise das Anhalten der Erzeugemittel für phasenkodierende Feldgradientenimpulse vor dem Fotografieren des Schnittbildes, führen danach eine den Phasenunterschied messende Impulsfolge aus, die einer fotografierenden Impulsfolge entspricht, und messen die Phasenunterschiede der Antwortpeaks in den Antwortsignalen bezüglich der jeweiligen Bezugsfrequenz.
Der Sender für die phasenkodierenden Feldgradientenimpulse wird vor dem Fotografieren des Schnittbildes angehalten. Dann wird eine den Phasenunterschied messende Pulsabfolge (mit CPFH oder CPMG Pulszügen) ausgesendet, die einer fotografierenden Impulsfolge entspricht. Die magnetischen Felder werden von den phasenkodierenden Bezugsfrequenzimpulsen nicht gestört. Dadurch entstehen für die Messung starke Antwortsignale, d. h. es werden Antwortsignale mit getrennten Peaks erhalten. In den entsprechenden Antwortsignalen werden die Antwortpeaks bestimmt sowie die Phasenunterschiede bezüglich der Bezugsfrequenz fvir die entsprechenden Antwortsignale aus diesen Antwortpeaks ermittelt.
Bei den vorstehend beschriebenen, durch Messung ermittelten Phasenunterschieden ergibt sich kein Berechnungsfehler aufgrund von Abweichungen von Sollwerten in der Trägerfrequenz und der Bezugsfrequenz, weshalb genaue Phasenunterschiede erhalten werden.
Erfindungsgemäß bewirkt der RF-Sender die Steuerung des Sendezeitablaufs eines "n"-ten RF-Refokussierungsimpulses ("n" ist positiv ganzzahlig), um
{2(n - 1)+ 1} · τ
einzustellen, wobei das Aussenden des RF-Anregeimpulses als Zeitursprung betrachtet wird, und τ der Zeitpunkt ist, zu dem der erste RF-Refokussierungsimpuls ausgesandt wird.
Werden die RF-Refokussierungsimpulse mit obigem Zeitablauf ausgesandt, entspricht die Zeitspanne zum Entstehen der entsprechenden Antwortsignale der Zeitspanne bis zum Entstehen des ersten Antwortsignals multipliziert mit einer ganzen Zahl. Dadurch werden aufgrund der Unvollkommenheit der RF-Refokussierungsimpulse entstehende Nebenantwortsignale zu denselben Zeitpunkten entstehen, wie die richtigen Antwortsignale, wodurch eine Phasenverschiebung unterdrückt wird. Somit können die Nebenantwortsignale auch als stimulierte Antwortsignale für die Gewinnung eines Bildes verwendet werden.
Erfindungsgemäß bewirkt der Erzeuger für die phasenkodierten Feldgradientenimpulse die Erzeugung von Rückspulimpulsen symmetrisch zu den phasenkodierenden Feldgradientenimpulsen um die Mittelpunkte der jeweiligen Antwortsignale mit gleicher Stärke und Pulsbreite sowie entgegengesetzter Polarität wie die phasenkodierenden Feldgradientenimpulse.
Die eingesetzten Rückspulimpulse haben die gleiche Stärke und Pulsbreite sowie entgegengesetzte Polarität wie die phasenkodierenden Feldgradientenimpulse bezüglich den Mittelpunkten der Antwortsignale. Dadurch haben die Antwortsignale die gleichen Anfangszustände beim Empfang einzelner und unabhängiger Phasenkodierungen ohne Beeinflussung durch unmittelbar folgende Phasenkodierungen. Dadurch werden Phasenverschiebungen unterdrückt, und die Einflüsse von unmittelbar folgenden Phasenkodierungen in einem rekonstruierten Bild minimiert.
In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung bewirkt die Datenaufnahme das Aufnehmen der Daten, indem diejenigen Antwortsignale aufgenommen werden, die eine vorbestimmte Abweichung zur Bezugsfrequenz haben.
Der Rohdatenraum ist ein Raum, der von der Phasenkodierung und der Frequenzkodierung aufgespannt wird. Die Daten zu verschwindender Frequenzkodierung entsprechen der Mittellage in einem rekonstruierten Bild. Wird die Bezugsfrequenz, die beim Datenaufsammeln zur Signalfeststellung verwendet wird, um einen vorbestimmten Wert geändert, werden diejenigen Daten im Rohdatenraum, die der Mittellage im rekonstruierten Bild entsprechen, um diesen vorbestimmten Wert verschoben. Dadurch wird das rekonstruierte Bild ebenfalls verschoben. Somit kann das rekonstruierte Bild durch Variation der Bezugsfrequenz um ein vorbestimmtes Maß verschoben werden, auch wenn die Lage eines Patienten in einem MR-Tomograph nicht der gewünschten Lage entspricht, ohne den Patienten selbst bewegen zu müssen.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNG

Zur Veranschaulichung der Erfindung sind in der Zeichnung verschiedene gegenwärtig bevorzugte Ausführungsformen dargestellt, wobei jedoch davon ausgegangen wird, daß die Erfindung nicht exakt auf die gezeigte Anordnung und Ausbildung eingeschränkt ist.
Fig. 1 ist ein Blockschaltbild eines erfindungsgemäßen MR-Tomographen,
Fig. 2 ist ein Zeitdiagram mit einer Impulsfolge mit CPFH-Impulszügen,
Fig. 3 ist eine Ansicht mit einem Rohdatenraum zur Anordnung der Daten, die aus den entstandenen Antwortsignalen abgeleitet werden,
Fig. 4a mit 4c sind schematische Ansichten mit dem Verhalten des Magnetisierungsvektors in einem mittigen Schnitt,
Fig. 5a mit 5c sind schematische Ansichten mit dem Verhalten des Magnetisierungsvektors in einem am Rand gelegenen Schnitt,
Fig. 6 ist ein Flußdiagram mit Schnitten zur Gewinnung von Phasenunterschieden aus tatsächlich gemessenen Daten.

BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM

Im folgenden werden unter Bezugnahme auf die Zeichnung bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung beschrieben.

Erste Ausführungsform

Zuerst wird der MR-Tomograph der Fig. 1 beschrieben. Er umfaßt einen Hauptmagnet 1 zum Bilden eines statischen Magnetfeldes und drei Feldgradientenspulen 2 (z. B. 2x, 2y, 22) zum Überlagern des statischen Magnetfeldes mit magnetischen Feldgradienten. Die drei Feldgradientenspulen 2x, 2y und 22 überlagern das gleichförmige, statische Feld, das vom Hauptmagneten 1 gebildet wird, mit Impulsen dreier Feldgradienten Gx, Gy und Gz (z. B. einen schnittauswählenden Feldgradientenimpuls, einen phasenkodierenden Feldgradientenimpuls und einen Lesefeldgradientenimpuls), deren Feldstärke in drei orthogonalen Richtungen variiert (X, Y und Z). In den Raum, in dem die statischen und die Gradientenfelder erzeugt werden, wird ein Patient eingebracht und an ihm eine RF-Spule (Radiofrequenzspule) 3 befestigt.
Die Energieversorgungen 4 für die Feldgradienten werden an die Feldgradientenspulen 2 angeschlossen, um die Energie für die Gradientenfelder Gx, Gy und Gz bereitzustellen. Den Energieversorgungen 4 für die Gradientenfelder werden Wellenzugsignale aus einem Frequenzgenerator 5 zugeführt, um die Wellenzüge der Feldgradienten Gx, Gy und Gz einzustellen. Aus einem RF-Leistungsverstärker 6 wird ein RF-Signal herausgeführt und der RF-Spule 3 zugeführt, um den Patienten mit dem RF-Signal zu bestrahlen. Dieses RF-Signal rührt aus einer von einem Modulator 8 bewirkten Amplitudenmodulation her, die entsprechend dem vom Wellenzuggenerator 5 zugeführten Wellenzug auf einem RF-Signal mit vorbestimmter Trägerfrequenz ωc von einem RF-Signalgenerator 7 durchgeführt wird.
Die RF-Spule 3 nimmt die im Patienten entstehenden NMR-Signale auf und überträgt diese mittels eines Vorverstärkers 9 an einen Phasendetektor 10. Der Phasendetektor 10 stellt die Phasen der empfangenen Signale fest, wobei er das RF-Si gnal vom RF-Signalgenerator 7 als Bezugsfrequenz ωR verwendet. Die Ergebnisse dieser Feststellung werden an einen Analog/Digital (A/D) Umsetzer 11 ausgegeben. Um die Detektionsergebnisse in digitale Daten umzuwandeln, werden dem A/D Umsetzer 11 auch Abtastimpulse aus einem Abtastimpulsgenerator 12 zugeführt. Die digitalen Daten werden dann an einen Hauptcomputer 20 übertragen.
Der Hauptcomputer 20 verarbeitet die Daten, rekonstruiert ein Bild und bestimmt den Zeitablauf einer Gesamtabfolge mittels einer Folgesteuerung (sequencer) 23. Diese Folgesteuerung 23 überträgt unter der Steuerung des Hauptcomputers 20 Zeitsteuersignale an den Frequenzgenerator 5, den RF-Signalgenerator 7 und den Abtastimpulsgenerator 12, um die Zeitsteuerung des vom Frequenzgenerator 5 ausgegebenen Wellenzugs, die Zeitsteuerung des vom RF-Signalgenerators 7 erzeugten RF-Signals und die Zeitsteuerung der Abtastimpulserzeugung durch den Abtastimpulsgenerator 12 einzustellen. Darüber hinaus überträgt der Hauptcomputer 20 die Wellenzuginformation an den Frequenzgenerator 5, um den Wellenzug, die Stärke o. ä. der Impulse zu steuern, die für die Feldgradienten Gx, Gy und Gz verwendet werden, und um eine Einhüllende des von der RF-Spule 3 an den Patienten ausgesandten RF-Signals zu bestimmen. Schließlich überträgt der Hauptcomputer 20 auch ein Signal an den RF-Signalgenerator 7, um die Trägerfrequenz ωc des RF-Signals einzustellen. Somit steuert der Hauptcomputer 20 die gesamte Impulsfolge, ausgehend von einer Bildfolge des Hybridabtastverfahrens o. ä., und stellt Phasenunterschiede in den entstehenden Antwortsignalen fest bzw. verbessert diese.
Unter der Steuerung des Computers 20 und der Folgesteuerung 23 führt dieser NIR-Tomograph eine Impulsfolge aus, wie sie in Fig. 2 dargestellt ist. Die Impulsfolge der Fig. 2 ist für ein Hybridabtastverfahren mit mehrfachen Schnitten gedacht, das ein Verfahren mit schneller Spinantwort und CPFH-Impulszügen (auch modifizierte CP-Impulszüge genannt) ist.
Zuerst wird ein 90º-Impuls (RF-Anregeimpuls) 30 eingesetzt. Zeitgleich wird durch die Gradientenspule 22 ein schnittauswählender Feldgradientenimpuls 40 ausgesandt. Dann wird nach Ablauf einer Zeit τ nach dem Aussenden der 90º Im pulse 30 ein 180º Impuls (RF-Refokussierungsimpuls) 31 und nach Ablauf der Zeit 2τ nach dem 180º Impuls 31 ein -180º Impuls (RF-Refokussierungsimpuls) 32 ausgesandt. Dadurch werden vier 180º Impulse 31, 32, 33 und 34 zusammen mit schnittauswählenden Feldgradientenimpulsen 41, 42, 43 und 44 ausgesendet, und die Phasenpolarität abwechselnd zwischen Positiv und Negativ umgeschaltet. Deshalb entsteht ein erstes Antwortsignal 71 zu einem Zeitpunkt, der gegenüber dem RF-Refokussierungsimpuls um eine Zeitspanne verzögert ist, die der Zeitspanne τ zwischen dem RF-Anregungsimpuls (90º Impuls) 30 und dem RF-Refokussierungsimpuls (180º Impuls) 31 entspricht. Dazu sei die Zeitdauer zwischen dem RF- Anregungsimpuls (90º Impuls) 30 zum Antwortmittelpunkt (Antwortverzögerungszeit 2 τ) als Zeit t1 bezeichnet.
Nimmt man an, daß die Antwortverzögerungszeit zwischen dem RF-Anregungsimpuls (90º Impuls) 30 und dem Antwortmittelpunkt, wie oben bezeichnet, t1 ist, wird der erste RF-Refokussierungsimpuls 31 auf t = 1/2 t1 = τ eingestellt, wenn der RF-Anregeimpuls (90º Impuls) 30 als Zeitursprung (t = 0) genommen wird.
Somit ergibt sich die Sendezeit für einen "n"-ten RF-Refokussierungsimpuls ("n" ist positiv ganzzahlig) zu {2(n - 1) + 1} τ. Das, bedeutet, daß durch Einstellen der Sendezeiten der RF-Refokussierungsimpulse 32, 33 und 34 auf t = 3/2 t1 = 3τ, t = 5/2 t1 = 5τ bzw. t = 7/2 t1 = 7τ die Antwortsignale zu den Zeitpunkten t1, t2, t3 bzw. t4 entstehen. Somit entspricht die Zeit t2, t3 bzw. t4 zwischen dem RF-Anregeimpuls 30 und dem Entstehen des zweiten bzw. der folgenden Antwortsignale der Zeit zwischen dem RF-Anregeimpuls 30 und der Entstehung des ersten Antwortsignals multipliziert mit einer ganzen Zahl, d. h. t2 = 2 t1, t3 = 3 t1 bzw. t4 = 4 t1.
Indem die Sendezeitsteuerung der RF-Refokussierungspulse so eingestellt wird, entstehen Nebensignale, die durch unvollkommene RF-Refokussierungsimpulse bedingt sind, zu den gleichen Zeitpunkten wie die richtigen Antwortsignale, wodurch eine Phasenverschiebung vermieden wird. Dadurch können als stimulierte Antwortsignale Nebenantwortsignale auch zur Bildgewinnung verwendet werden.
Durch die Feldgradientenspule 2x wird vor dem ersten 180º Impuls 31 ein Phasenstreuungsgradientenimpuls 60 ausgesandt (um die Spinphase der Protonen ungeordnet zu machen). Nach den entsprechenden RF-Refokussierungsimpulsen 31, 32, 33 und 34 werden zur Frequenzkodierung die Lesefeldgradientenimpulse 61, 62, 63 und 64 ausgesandt, um die Spinphase der Protonen auszurichten und die Antwortsignale zu erzeugen.
Nach den entsprechenden RF-Refokussierungsimpulsen 31, 32, 33 und 34 und vor dem Entstehen der Antwortsignale 71, 72, 73 und 74 werden schließlich mittels der Feldgradientenspule 2y phasenkodierende Feldgradientenimpulse 50, 52, 54 und 56 ausgesandt, um diese Antwortsignale mit unterschiedlichen Beträgen phasenzukodieren. Nach der Entstehung der Antwortsignale 71, 72, 73 und 74 werden Impulse 51, 53 und 55 mittels der Feldgradientenspule 2y ausgesandt, die für Rückspulzwecke dienen. Diese Rückspulimpulse 51, 53 und 55 haben die gleiche Stärke und Pulsbreite sowie entgegegesetzte Polarität wie die phasenkodierenden Feldgradientenimpulse 50, 52 und 54, bezogen auf die Mittelpunkte der Antwortsignale 71, 72 und 73. Dadurch haben die Antwortsignale 72, 73 und 74 die gleichen Ausgangsbedingungen zum Empfang getrennter und unabhängiger Phasenkodierung ohne die Einflüsse der direkt vorangehenden Phasenkodierung. Nach dem Entstehen des Antwortsignals 74 werden keine Rückspulimpulse ausgesandt. Dies geschieht deshalb, da der oben erwähnte Gradientenimpuls 60 zur Phasenzerstreuung die Spinphasen der Protonen zum Beginn der nächsten Impulsfolge ungeordnet macht und dadurch die Einflüsse der direkt vorangehenden Phasenkodierung ausschaltet.
Mit dieser Impulsfolge entstehen das erste Antwortsignal 71 bis zum vierten Antwortsignal 74. Diese Antwortsignale dienen als Daten für jede Zeile in horizontaler Richtung (z. B. Richtung Kx) im Rohdatenraum, wie er in Fig. 3 dargestellt ist. Die Daten dieser entsprechenden Zeilen werden im Rohdatenraum vertikal (z. B. in Richtung Ky) angeordnet. Beispielsweise werden die Daten aus dem ersten Antwortsignal 71 in einer ersten Zeile L1, die Daten aus dem zweiten Antwortsignal 72 in einer zweiten Zeile L2, die Daten aus dem dritten Antwortsignal 73 in einer dritten Zeile L3 und die Daten aus dem vierten Antwortsignal 74 in einer vierten Zeile L4 angeordnet. Dabei ist wichtig, daß erstes mit viertes Antwortsignal 71 bis 74 eine Signalstärke aufweisen, die zu späteren Signalen hin nach einer T2 Relaxationskurve, wie sie durch die gepunktete Linie in Fig. 2 dargestellt ist, abnimmt.
Um klinische verwendbare Signale zu erhalten, die T2-verstärkt sind, wird diese Impulsfolge mit einer auf 2 bis 3 Sekunden eingestellten Wiederholzeit TR wiederholt. Da die Antwortzeit TE bis zum Entstehen des vierten Antwortsignals 74 auf ca. 90 ms eingestellt werden kann, kann die nachfolgende Wartezeit (1,9 l bis 2,9 1 s) verwendet werden, um entsprechende Daten für mehrere andere Schnitte entlang des schnittauswählenden Feldgradienten aufzunehmen. Somit weist der Hauptcomputer 20 den RF-Signalgenerator 7 nach Entstehen des vierten Antwortsignals 74 an, die Trägerfrequenz ωc des RF-Signals in der nächsten Impulsfolge zu verändern, z. B., um einen anderen Schnitt auszuwählen und anzuregen, wodurch eine ähnliche Impulsfolge ausgesandt wird. So können vier Impulsfolgen mit unterschiedlichen Kodierwerten eingesetzt werden. Nachdem die Impulsfolgen für eine gewünschte Anzahl von Schnitten eingesetzt wurden, wird im Betrieb zur Verarbeitung des ersten Schnittes zurückgekehrt. Durch weiteres Wechseln der Phasenkodierwerte, das bei der Bearbeitung für die erste Schnittebene vorgenommen wird, werden dann beispielsweise die Daten zur Anordnung der fünften bis achten Zeile gesammelt. Dazu wird die Impulsfolge wiederholt und zugleich der Phasenkodierwert geändert. Sind 256 Zeilen erforderlich, wie in Fig. 3 dargestellt, wird die Impulsfolge für eine Schnittebene 64-mal ( = 256 durch 4) wiederholt.
Nun sei das Augenmerk auf das zeitliche Verhalten des Magnetisierungsvektors M beim Senden des 90º Impulses 30 und der 180º Impulse 31, 32, 33 und 34 in jeder Impulsfolge gerichtet. Für den mittigen Schnitt gilt z. B. cos = ωR und der Vektor M verhält sich wie in den Fig. 4a mit 4c dargestellt. Dabei ist ωc die Trägerfrequenz des RF-Anregeimpulses 30, d. h. die Frequenz des RF-Signals, das vom RF-Signalgenerator 7 an den Modulator 8 übertragen wird. c~R ist die Frequenz des Signals, das als Bezugssignal vom RF-Signalgenerator 7 an den Phasendetektor 10 übertragen wird. Beim Aussenden des 90º Impulses 30 entsteht somit ein in X- Richtung verlaufendes Feld H1. Dadurch verkippt der in Z-Richtung verlaufende Magnetisierungsvektor M um 90º und verläuft in Richtung (-Y), wie in Fig. 4a dar gestellt ist. Werden in der nachfolgenden Zeit dann die Phasen ungeordnet, wird der 180º Impuls 31 ausgesandt, um das Feld H&sub1; in der X-Richtung auszurichten. Dadurch wird der Magnetisierungsvektor M um 180º gekippt und verläuft in (+Y)- Richtung, wie in Fig. 4b zu sehen ist, wodurch das erste Antwortsignal 71 entsteht. Nach einer weiteren Zeitdauer werden die 180º Impulse 32 mit umgekehrter Polarität ausgesandt, um ein Feld H1 zu bilden, das in (-X)-Richtung verläuft. Dadurch wird der Magnetisierungsvektor M gekippt und verläuft wieder in (-Y)-Richtung, wie in Fig. 4c zu sehen ist, wodurch das zweite Antwortsignal 72 entsteht. Somit erzeugen die CPFH-Impulszüge grundsätzlich einen Phasenunterschied von 180º zwischen den ungeradzahligen Antwortsignalen 71 und den geradzahligen Antwortsignalen 72.
Bei Schnitten, die am Rand liegen und von dem mittigen Schnitt beabstandet sind, d. h. bei ωc ≠ ωR verhält sich der Vektor M, wie in den Fig. 5a mit 5c dargestellt. In diesen Figuren bezeichnen die Z-, X- und Y-Achsen ein rechtwinkliges Koordinatensystem für die Bezugsfrequenz ωR und die Z-, X'- und Y'-Achsen ein rechtwinkliges, gedrehtes Koordinatensystem für die Trägerfrequenz ωc. Umso weiter der Schnitt am Rand vom mittigen Schnitt beabstandet ist (und der Unterschied zwischen ωc und ωR wächst), umso größer ist die Phasenverschiebung zwischen X und X' bzw. zwischen Y und Y'. Dadurch wird der Magnetisierungsvektor M gekippt und verläuft entlang der Achsen des (Z, X', Y')- Koordinatensystems für die Trägerfrequenz ωc. Wird der erste 90º Impuls 30 ausgesandt, verläuft das dadurch entstehende Feld H 1 in Richtung der Y'-Achse. Dadurch kippt der in Z- Richtung verlaufende Magnetisierungsvektor, wie in Fig. 5a dargestellt ist, in einen Verlauf in Richtung (-Y'). Wird dann der 180º Impuls 31 ausgesandt, wird ein in X'-Richtung laufendes Feld H&sub1; gebildet. Dadurch wird der Magnetisierungsvektor in einen Verlauf in Richtung (+Y') gedreht, wie in Fig. 5b dargestellt ist, wodurch das erste Antwortsignal 71 entsteht. Nach einer weiteren Zeitdauer wird der 180º Impuls 32 mit umgekehrter Polarität ausgesandt, um ein Feld H&sub2; in Richtung (-X') zu bilden. Dann verläuft der Magnetisierungsvektor M wieder in (-Y')-Richtung, wie in Fig. 5c zu sehen ist, wodurch das zweite Antwortsignal 72 entsteht. Wie am Koordinatensystem für die Bezugsfrequenz ωR gesehen werden kann, das das Beobachtungssystem ist, entsteht somit bei jedem Antwortsignal ein Phasenunterschied, der der Abweichung von der Trägerfrequenz ωc entspricht.
Werden nun die durch das Hybridabtastverfahren mit solchen CPFH-Impulszügen erhaltenen Daten in Zeilen, wie in Fig. 3 dargestellt, angeordnet, sind die Phasenkodierbeträge entlang dieser Zeilen nicht zusammenhängend, d. h. es entstehen Phasenfehler. Werden solche Daten in dieser Form für eine zweidimensionale Fourier-Transformation verwendet, entsteht bei der Rekonstruktion ein fleckiges Bild. Deshalb wird der Phasenunterschied für jeden Schnitt und jedes Antwortsignal wie folgt verbessert.
Der Phasenunterschied Φ kann für jedes Antwortsignal durch die folgende Gleichung ausgedrückt werden
Φ = (ωc - ωR)k · Tes + 1+(-1)k/2 π [rad] (1)
2
wobei k die Antwortzahl (1, 2, 3, ...; positiv ganzzahlig),
ωc die Trägerfrequenz,
ωR die Bezugsfrequenz und
Tes das Antwortintervall ist.
Aus dem ersten Term der Gleichung 1 ergibt sich der Phasenunterschied für jedes Antwortsignal ausgehend von der Trägerfrequenz ωc und der Bezugsfrequenz ωR. Der zweite Term liefert einen 180º betragenden Phasenunterschied, der von den RF-Refokussierungsimpulsen herrührt, die mit abwechselnd umgeschalteter Phasenpolarität gesendet werden.
Aus Gleichung (1) bestimmt der Computer 20 den Phasenunterschied Φ und bewirkt eine Drehphasenverbesserung für jedes Antwortsignal, indem eine Rückdrehmatrix berechnet, die für die Daten aus jedem Antwortsignal durch folgende Gleichung gegeben ist:
[cosφ sinφ]
[-sinφ cosφ] (2)
Dieses Vorgehen schafft eine zusammenhängende Phase, für die die Daten der entsprechenden Zeilen im Rohdatenraum eines mittigen Schnittes oder eines von diesem beabstandeten am Rand gelegenen Schnittes bildenden Antwortsignales. Dadurch wird das Problem eines fleckig rekonstruierten Bildes gelöst.
In dieser Ausführungsform wurde beispielhaft das Hybridabtastverfahren mit CPFH-Impulszügen (auch modifizierte CP-Impulszüge genannt) beschrieben. Die Erfindung ist aber auch auf ein Hybridabtastverfahren mit CPMC-Impulszügen anwendbar, bei dem die RF-Refokussierungsimpulse ohne abwechselndes Umschalten der Phasenpolarität gesendet werden.
Dann kann der Phasenunterschied für jedes Antwortsignal aus der nachfolgenden Gleichung (3) berechnet werden, anstelle obige Gleichung (1) zu verwenden. In Gleichung (3) werden gleiche Symbole wie in Gleichung (1) verwendet. Ausgehend von der Trägerfrequenz ωc und der Bezugsfrequenz ωR liefert der erste Term dieser Gleichung (3) den Phasenunterschied für jedes Antwortsignal:
Φ = (ωc - ωR)k · Tes [rad] (3)

Zweite Ausführungsform

In der ersten Ausführungsform wurde der Phasenunterschied Φ aus Gleichung (1) oder Gleichung (3) erhalten. Stattdessen kann er aber auch aus den wirklich gemessenen Daten gewonnen werden. Anhand des Flußdiagrams der Fig. 6 wird nun eine Folge zur Aufnahme von gemessenen Daten beschrieben.
Im Schritt S1 wird das Senden der phasenkodierenden Feldgradientenimpulse durch die Feldgradientenspule 2y eingestellt.
Im Schritt S2 wird die in Fig. 2 dargestellte Impulsfolge zum Messen der Phasenunterschiede (dabei können CPMC-Impulszüge verwendet werden) gesendet. Diese Impulsfolge stört die für die entsprechenden Signale verwendeten magnetischen Felder nicht, da auf die phasenkodierenden Feldgradientenimpulse verzichtet wurde. Dadurch hat jedes Antwortsignal eine größere Signalstärke als wenn pha senkodierende Feldgradientenimpulse verwendet würden und zeigt getrennte Antwortpeaks.
Im Schritt S3 werden für jeden Schnitt und jedes Antwortsignal Antwortpeaks ermittelt, die reelle und imaginäre Anteile haben.
Im Schritt S4 wird der Phasenunterschied Φ ausgehend von dem Signalwert SR des Realanteils des Antwortpeaks und dem Signalwert 51 des Imaginäranteils des Antwortpeaks, die beide aus Schritt S3 stammen, nach folgender Gleichung (4) ermittelt:
Phasenunterschied Φ = Tan&supmin;¹ (SI/SR) (4)
Der für jeden Schnitt und jedes Antwortsignal erhaltene Phasenunterschied Φ wird im Hauptcomputer 20 gespeichert.
Um ein Schnittbild aufzunehmen, wird dann die in Fig. 2 dargestellte Impulsfolge ausgesandt, bei der die phasenkodierenden Feldgradientenimpulse verwendet werden. Ausgehend von dem Phasenunterschied Φ, der nach Gleichung (4) berechnet und im Hauptcomputer (20) abgespeichert ist, wird mittels der Drehmatrix nach Gleichung (2) dann die Phase eines jeden Antwortsignals durch eine Drehung verbessert. Dabei kann der Phasenunterschied exakt bestimmt werden, da er keinem Berechnungsfehler unterliegt, der von Abweichungen der Trägerfrequenz ωc und der Bezugsfrequenz ωR von vorgegebenen Werten beeinflußt wäre. Dadurch kann unabhängig von Abweichungen zwischen einzelnen Vorrichtungen (bei der Schwingungsfrequenz des RF-Signalgenerators 7) Fleckenbildung im Bild unterdrückt werden.
Die Erfindung kann auch auf die sogenannte exzentrische Bildgewinnung angewandt werden, bei der Schnittbilder mit einer Bezugsfrequenz ωR aufgenommen werden und der Phasendetektor 10 bewußt um einen vorbestimmten Betrag versetzt ist. Der Rohdatenraum wird dann von Phasenkodierung und Frequenzkodierung (die durch die Lesefeldgradientenimpulse bewirkt wird) aufgespannt. Der Ort mit verschwindenden Frequenzkodierbeträgen entspricht dem Mittelpunkt eines rekonstruierten Bildes. Wird die Bezugsfrequenz ωR um einen vorbestimmten Wert verändert, werden die Daten im Rohdatenraum, die dem Mittelpunkt des rekonstru ierten Bildes entsprechen, um diesen vorbestimmten Wert verschoben. Somit wird das rekonstruierte Bild ebenfalls entsprechend verschoben. Dadurch kann das rekonstruierte Bild durch Verändern der Bezugsfrequenz ωR um einen vorbestimmten Wert verschoben werden, wenn die Lage eines Patienten im MR-Tomograph nicht der gewünschten Lage entspricht, ohne den Patienten selbst bewegen zu müssen. Zugleich kann Fleckenbildung im Bild unterdrückt werden, indem oben stehende Verbesserung der Phasenunterschiede vorgenommen wird.
Die vorliegende Erfindung kann auch in anderen Ausführungsformen verwirklicht werden, ohne von ihren wesentlichen Eigenschaften abzuweichen, weshalb anstelle auf oben stehende Beschreibung zur Bestimmung des Schutzumfanges der Erfindung auf die Ansprüche zurückzugreifen ist.

Claims

1. MR-Tomograph zur Ausnutzung der NMR, der aufweist:

einen Hauptmagneten (1) zur Erzeugung eines gleichförmigen, statischen Magnetfeldes in einem Bildraum,

eine erste (2x), eine zweite (2y) und eine dritte (22) Feldgradientenspule (2) zum Erzeugen dreier Arten von Feldgradientimpulsen (Gx, Gy, Gz), (z. B. schnittauswählende Feldgradientenimpulse, phasenkodierte Feldgradientenimpulse und Lesefeldgradientenimpulse), deren Magnetfeldstärke in drei orthogonalen Richtungen (X, Y, Z) im Bildraum variiert,

eine RF-Spule (3) zum Aussenden eines RF-Anregungsimpulses und mehrerer RF-Refokussierungsimpulse und zur Aufnahme von Antwortsignalen, RF-Sendemittel (5, 6, 7, 8) zur Modulation des RF-Anregungsimpulses und der RF-Refokussierungsimpulse auf einer vorbestimmten Trägerfrequenz (Ok) und zum folgendem Aussenden mit vorbestimmtem Zeitablauf über die RF-Spule, wobei die RF-Sendemittel (5, 6, 7, 8) den Sendezeitablauf eines "n"-ten RF-Refokussierungsimpulses ("n" ist positiv ganzzahlig) bewirken, um

{2(n - 1) + 1) τ

einzustellen, worin das Senden des RF-Anregungsimpulses als Zeitursprung angesehen wird und τ der Zeitpunkt ist, zu dem der erste der RF-Refokussierungsimpulse ausgesendet wird,

Erzeugemittel für schnittauswählende Feldgradientenimpulse zum Erzeugen der schnittauswählenden Feldgradientenimpulse mit der ersten Feldgradientenspule (2x) im zeitlichen Verhältnis zum RF-Anregungsimpuls und den RF-Refokussierungsimpulsen zum Auswählen der Schnittebene,

Erzeugemittel für phasenkodierende Feldgradientenimpulse zum Erzeugen der phasenkodierenden Feldgradientenimpulse mit der zweiten Feldgradientenspule (2y) in zeitlichem Verhältnis zu den Antwortsignalen, wobei die phasenkodierenden Feldgradientenimpulse für die entsprechenden Antwortsignale verändert werden und die Erzeugemittel für phasenkodierende Feldgradientenimpulse die Erzeugung von Rückspulimpulsen (51, 53, 55) symmetrisch zu den phasenkodierenden Feldgradientenimpulsen (50, 52, 54) um Mittelpunkte der jeweiligen Antwortsignale und mit gleicher Stärke und Pulsbreite sowie entgegengesetzter Polarität wie die phasenkodierenden Feldgradientenimpulse bewirken,

Erzeugemittel für Lesefeldgradientenimpulse zum Erzeugen der Lesefeldgradientenimpulse mit der dritten Feldgradientenspule (2y) in zeitlichem Verhältnis zu den Antwortsignalen,

Datenaufnahmemittel zur Aufnahme der von der RF-Spule aufgenommenen Antwortsignale mit einer vorbestimmten Frequenz (Bezugsfrequenz) und Sammeln der Daten daraus,

Phasenfeststellmittel (10) zum Ermitteln von Phasenunterschieden der Antwortpeaks in den Antwortsignalen bezüglich der jeweiligen Bezugsfrequenz, Drehmittel zum Drehen der aus den Antwortsignalen gesammelten Daten auf Grundlage der Phasenunterschiede, um die Phasen der Antwortsignale zusammenhängend zu verbinden, und

Datenverarbeitungsmittel (20) zur Rekonstruktion eines Schnittbildes aus den gedrehten Daten.

2. MR-Tomograph nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die RF-Sendemittel (5, 6, 7, 8) das Senden der RF-Refokussierungsimpulse mit wechselnder Umschaltung deren Phasenpolarität bewirken.

3. MR-Tomograph nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Phasenfeststellmittel (10) die Ableitung der Phasenunterschiede aus

Φ = (ωc ωR)k · Tes + (1 + (-1)k)π/2 [rad]

bewirken, wobei k positiv ganzzahlig ist und eine Antwortsignalnummer in der Reihenfolge des Aussendens bezeichnet, ωc die Trägerfrequenz und ωR die Bezugsfrequenz und Tes ein Antwortintervall ist.

4. MR-Tomograph nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die RF-Sendemittel (5, 6, 7, 8) das Aussenden der RF-Refokussierungsimpulse mit 90º Phasenverschiebung zu den RF-Anregungsimpulsen bewirkt, ohne deren Phasenpolarität umzuschalten.

5. MR-Tomograph nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Phasenfeststellmittel (10) die Ableitung der Phasenunterschiede aus

Φ = (ωc - ωR) k · Tes [rad]

6. MR-Tomograph nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Phasenfeststellmittel das Anhalten der Erzeugemittel für phasenkodierende Feldgradientenimpulse vor dem Fotografieren des Schnittbildes bewirken, danach eine den Phasenunterschied messende Impulsfolge ausführen, die einer fotografierenden Pulsabfolge entspricht, und die Phasenunterschiede der Antwortpeaks in den Antwortsignalen bezüglich der jeweiligen Bezugsfrequenz messen.

7. MR-Tomograph nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Datenaufnahmemittel das Aufnehmen der Daten bewirken, indem sie die Antwortsignale detektieren, die einen vorbestimmten Versatz zur Bezugsfrequenz haben.