DE69023683T2

DE69023683T2 - Verfahren zur Bilderzeugung mit magnetischer Resonanz.

Info

Publication number: DE69023683T2
Application number: DE69023683T
Authority: DE
Inventors: Yoshio Machida
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1989-03-29
Filing date: 1990-03-27
Publication date: 1996-07-25
Anticipated expiration: 2010-03-28
Also published as: EP0390086A3; JPH0581137B2; EP0390086B1; JPH02255126A; US5079504A; EP0390086A2; DE69023683D1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Magnetresonanz-Abbildungsverfahren zur Optimierung des Scheibenprofils bei einer dreidimensionalen Fourier-Transformationsmethode (3DFT = 3-D Fourier-Transformation).
Das Magnetresonanz-Phänomen (MR - Magnetresonanz) ist eine Erscheinung, bei der ein bestimmter Atomkern, der einen nicht bei Null liegenden Spin und ein durch den Spin hervorgerufenes magnetisches Moment besitzt sowie in einem statischen Feld angeordnet ist, lediglich eine elektromagnetische Welle mit einer bestimmten Frequenz in Resonanz absorbiert. Dieser Atomkern befindet sich bei einer Winkelfrequenz ω&sub0; in Resonanz (ω&sub0; = 2πγ&sub0;, wobei γ&sub0; eine Larmorfrequenz bezeichnet), die durch die nachstehende Gleichung repräsentiert ist:
ω&sub0; = γH&sub0;.
Hierbei bezeichnet γ das gyromagnetische Verhältnis, das flir die Art eines Atomkerns spezifisch ist, während H&sub0; die Intensität des statischen Felds bezeichnet.
Bei einem Magnetresonanz-Gerät für die Untersuchung und Diagnose eines lebenden Körpers unter Einsatz der Magnetresonanz-Erscheinung wird ein Magnetresonanz-Signal (MR-Signal, z.B. ein MR-Echosignal oder ein FID-Signal (FID = free induction decay)), das eine elektromagnetische Welle mit einer Frequenz ist, die äquivalent zu der bestimmten, durch die vorstehend angegebene magnetische Absorption induzierten Frequenz ist, erfaßt und einer Signalverarbeitung unterzogen, wodurch diagnostische Daten (z.B. ein Scheibenbild eines Patienten) erhalten werden, die eine Atomkerndichte, eine longitudinale Relaxationszeit T&sub1;, eine Querrelaxationszeit T&sub2;, die Strömung eines Körperfluids (z.B. von Blut) und chemische Verschiebungsdaten widerspiegeln. Ein solches Gerät ermöglicht eine nicht-invasive Gewinnung von unterschiedlichen Daten in einem zu untersuchenden Objekt und ist folglich sehr wirksam bei einer medizinischen Diagnose.
Bei der Gewinnung von diagnostischen Daten durch Magnetresonanz kann die Magnetresonanz theoretisch in dem gesamten Bereich eines zu untersuchenden Objekts hervorgerufen werden, das in einem statischen Feld für die Gewinnung von durch die Magnetresonanz erzeugten Signalen angeordnet ist. Bei einem praktischen Gerät werden jedoch die Magnetresonanzerregung und die Signalgewinnung bezüglich eines speziellen Abschnitts durchgeführt, und zwar aufgrund von Beschränkungen hinsichtlich der Anordnung des Geräts oder klinischen Anforderungen hinsichtlich Diagnosebildern.
Als ein typisches Beispiel eines solchen Magnetresonanzgeräts ist ein Magnetresonanz- Abbildungssystem (MRI-System = magnetic resonance imaging system) bekannt, das hauptsächlich zur Gewinnung von Magnetresonanz-Bilddaten, d.h. von Verteilungsdaten bezüglich der vorstehend erläuterten, unterschiedlichen Magnetresonanzdaten, konzipiert ist.
Das MRI-System enthält als hauptsächliche Komponenten: ein Spulensystem für stationäres Feld, das zur Erzeugung eines homogenen, statischen Magnetfelds in einem Abbildungs bereich dient, in dem ein zu untersuchendes Objekt anzuordnen ist; ein Gradientenfeld- Spulensystem zur Erzeugung von Gradientenfeldern, deren Intensitäten allmählich und linear in vorbestimmten Richtungen in dem Abbildungsbereich geändert werden; eine Sonde, die ein Sende-/Spulensystem zum Aussenden eines hochfrequenten, drehenden Magnetfelds (Hochfrequenzimpulses) in den Abbildungsbereich sowie zum Erfassen eines durch Magnetresonanz induzierten Magnetresonanz-Signals (z.B. eines MR-Echosignals) dient; ein Steuersystem zur Steuerung des stationären Felds, das zur Durchführung einer Erregungssteuerung des Spulensystems für das statische Feld dient; einen Sender und einen Empfänger für das jeweilige Aussenden eines hochfrequenten Felds bzw. das Empfangen eines Magnetresonanz-Signals mittels der Sonde; X- , Y- und Z-Gradienten-Spannungsversorgungen, die dazu dienen, das Gradientenfeld-Spulensystem jeweils zur Erzeugung von Gradientenfeldem in orthogonalen X-, Y- und Z-Achsenrichtungen zu veranlassen; eine Folgesteuereinrichtung zur Steuerung des Senders, der X-, Y- und Z-Gradienten-Spannungsversorgungen in Abhängigkeit von einer Bilddatengewinnungsfolge auf der Grundlage eines vorbestimmten Abbildungsverfahrens wie etwa eines Fourier-Transformationsverfahrens; ein Computersystem zur Steuerung der Folgesteuereinrichtung und zur Durchführung einer Signalverarbeitung bzgl. des durch den Empfänger erfaßten Magnetresonanz- Signals; und eine Anzeigeeinrichtung zur Anzeige von Daten, die durch die Bildverarbeitung erhalten wurden, in Form eines Bilds.
Eine Abbildung wird in der nachstehenden Weise durchgeführt. Ein zu untersuchendes Objekt wird in dem Abbildungsbereich angeordnet. Während ein statisches Feld in dem Abbildungsbereich durch das Steuersystem und Spulensystem zur Erzeugung des stationären Felds erzeugt wird, wird die Folgesteuereinrichtung betrieben und es wird eine vorbestimmte Impulsfolge, z.B. eine Impulsfolge auf der Grundlage des Spin-Echo- Verfahrens, zur Erlangung von Magnetresonanz-Daten, die zur Abbildung erforderlich sind, durchgeführt.
In Übereinstimmung mit der Impulsfolge wird der Sender angesteuert, um das Spulensystem der Sonde zum Anlegen eines impulsförmigen, hochfrequenten, drehenden Magnetfelds, d.h. eines hochfrequenten Impulses (typischerweise ein selektiver Erregungsimpuls oder ein nicht selektiver Erregungsimpuls mit einem Kippwinkel von 90º und/oder 180º) an das Objekt in dem Ablesungsbereich zu veranlassen, und es werden die X-, Y- und Z- Gradienten-Spannungsversorgungen angesteuert, um das Gradientenfeld-Spulensystem zur Aufbringung von X-, Y- und Z-Gradienten-Feldem Gx, Gy und Gz auf das Objekt in dem Abbildungsbereich als ein Scheiben-Gradientenfeld (Gs), ein Kodier-Gradientenfeld (Ge) bzw. ein Auslese-Gradientenfeld (Gr) zu veranlassen. Eine Magnetresonanz wird in einem Scheibenbereich mit einer Dicke hervorgerufen, die durch den selektiven Erregungsimpuls und das Scheiben-Gradientenfeld bestimmt ist, das aufgebracht wird, während der selektive Erregungsimpuls an das Objekt angelegt wird. Ein Magnetresonanz-Signal von dem Scheibenbereich wird dann durch die Spulen der Sonde erhalten und es werden Daten erlangt, die einer Zeile in einem Bereich in einem Fourier-Raum entsprechen. Zur Erzeugung von Magnetresonanzsignalen, die einem Rahmen bzw. Einzelbild entsprechen, wird normalerweise eine solche Folge mit einer bestimmten Häufigkeit wiederholt, um Magnetresonanzdaten zu erhalten. Die Magnetresonanzdaten, die bei jeder Folge erhalten werden, werden einer Rekonstruktionsverarbeitung unterzogen, um z.B. ein zweidimensionales Magnetresonanzbild zu erzeugen und anzuzeigen.
Die vorstehende Beschreibung steht mit einer Abbildung auf der Grundlage einer zweidimensionalen Transformationsmethode in Verbindung. Zusätzlich zu der zweidimensionalen Fourier-Transformationsmethode steht auch eine dreidimensionale Transformationsmethode, die zur Bildung eines dreidimensionalen Bildes eingesetzt wird, als ein Abbildungsverfahren zur Verfügung.
Eine Bildgabe auf der Grundlage einer bekannten, dreidimensionalen Transformations methode, die eine selektive Erregung einschließt, wird nachstehend unter Bezugnahme auf die Fig. 1 und 2A und 2C erläutert.
Fig. 1 zeigt eine Impulsfolge der dreidimensionalen Transformationsmethode, die eine selektive Erregung einschließt, wobei das Gradientenfeld-Echoverfahren als eine Methode zur Erzeugung von Magnetresonanzechos eingesetzt wird. Fig. 2A zeigt eine selektive Erregungsregion V als ein abzubildendes Objekt, um die Erregungsverarbeitung zu erläutern. Fig. 2B zeigt eine erhaltene Datengruppe, d.h. dreidimensionale Volumendaten VD, um die Verarbeitung zur Datenerlangung zu erläutern. Fig. 2C zeigt ein dreidimensionales Bild VI, das unter Durchführung einer Rekonstruktionsverarbeitung der dreidimensionalen Daten VD mit Hilfe der dreidimensionalen Fourier-Transformationsmethode erhalten wurde, um die Rekonstruktionsverarbeitung zu erläutern.
Bei einer in Fig. 1 erstellten Zeitperiode I wird, während ein Scheiben-Gradientenfeld Gs, z.B. ein Gradientenfeld Gz in der Richtung der Achse Z, an ein zu untersuchendes Objekt P, das in einem Abbildungsbereich angeordnet ist, in der Form eines Impulses angelegt wird, ein selektiver Erregungsimpuls in Form einer Hochfrequenz (Radiofrequenz) auf das Objekt P ausgeübt. Eine selektive Erregungsregion V des Objekts P wird durch den selektiven Erregungsimpuls und das Scheiben-Gradientenfeld Gs erregt und es tritt in der Region V eine Magnetresonanz auf. Die selektive Erregungsregion V besitzt eine Größe Wex, die in der Scheibenrichtung, d.h. in der Richtung Z, durch den selektiven Erregungsimpuls und das Scheiben-Gradientenfeld Gs bestimmt ist. Die selektive Erregungsregion wird als eine große Scheibe (Slab) bezeichnet. Die Scheibe besteht aus einer Mehrzahl von Schnitten bzw. kleinen Scheiben. Dies bedeutet, daß eine Scheibenregion, die auf dem Hochfrequenzimpuls und dem Scheiben-Gradientenfeld Gs beruht, als eine "große Scheibe" bezeichnet wird. Diese große Scheibe wird durch die Rekonstruktionsbearbeitung in eine Mehrzahl von Scheibenregionen zerlegt. Jede Scheibenregion wird als eine "kleine Scheibe" bezeichnet. (Es ist offensichtlich, daß der Einsatz des Scheiben- Gradientenfelds Gs eine inverse Aufbringung zur Kompensation enthält).
Nachfolgend wird während einer Zeitdauer II, die in Fig. 1 gezeigt ist, ein Scheibengradientenfeld Gs (z.B. ein Gradientenfeld Gz in der Richtung der Achse Z) sowie ein Kodiergradientenfeld Ge (z.B. ein Gradientenfeld Gy in der Richtung der Achse Y) zur Kodierung einer Phase in zwei Richtungen, und ein Lesegradientenfeld Gr (z.B. ein Gradientenfeld Gx in der Richtung der Achse X) zur Erzeugung von Echos in der Form eines Impulses aufgebracht. Die Polaritäten des Lesegradientenfelds Gr (Gradientenfeld Gx in Richtung der Achse X) werden dann umgekehrt und das Feld Gr wird in der Form eines Impulses angelegt, der die entgegengesetzte Polarität besitzt. Während dieses Aufbringungszeitintervalls wird ein Magnetresonanz-Echosignal erhalten. Das Magnetresonanz- Echosignal, das durch die Umkehrung des Lesegradientenfelds Gr (Gradientenfeld Gx in der Richtung der Achse X) induziert wird, wird durch das Scheibengradientenfeld Gs (Gradientenfeld Gz in der Richtung der Achse X) in der Scheibenrichtung (Richtung der Achse Z) kodiert und wird weiterhin durch das Kodiergradientenfeld Ge (Gradientenfeld Gy in Richtung der Achse Y) in der Kodierrichtung (Richtung der Achse Y) kodiert. Als Ergebnis sind die Positionsdaten des Magnetresonanz-Echosignals in den jeweiligen Richtungen phasenkodiert. Die dreidimensionalen Daten DV (entsprechend der Scheibe), die in Fig. 2B gezeigt sind, können dadurch erhalten werden, daß die vorstehend erläuterte Sequenz mit einer Häufigkeit wiederholt wird, die der Matrixgröße der zu rekonstruierenden Magnetresonanz-Bilddaten entspricht, während die Intensität jedes Gradientenfelds bei jeder Kodierung sequentiell geändert wird.
Die Scheibendicke (oder Scheibentiefe) w ist durch das Ausmaß der Kodierung in der Scheibenrichtung festgelegt. Eine Scheibenzählung bzw. eine Scheibennummer N wird durch die Anzahl der Kodierungen in der Scheibenrichtung bestimmt. Dies bedeutet, daß die Beziehung zwischen der Dicke einer großen Scheibe bzw. Platte (oder der Scheiben- bzw. Plattentiefe) W und den kleinen Scheiben bzw. Schnitten in folgender Weise dargestellt werden kann W = N w.
Es ist anzumerken, daß die Dicke einer aktuellen Erregungsregion, die durch die Intensitäten eines selektiven Erregungsimpulses und das diesem überlagerte Scheibengradientenfeld Gs bestimmt ist, als eine Erregungsdicke Wex der großen Scheibe bezeichnet wird.
Es werden nun Eigenheiten der selektiven Erregung betrachtet. Die Eigenheiten der selektiven Erregung (d.h. die Scheibeneigenschaften) sind gleichwertig mit der Verteilungscharakteristik der Pegel der Magnetresonanzsignale bezüglich der Verlagerung eines Gradientenfelds, das zusammen mit einem selektiven Erregungsimpuls angelegt wird. Im Idealfall wird eine perfekte rechteckförmige Kennliniehkurve erhalten (d.h. Eigenschaften, bei denen in der Scheibenrichtung die Pegel der Magnetresonanzsignale aus einer großen Scheibe (Slab) Null sind, die Magnetresonanz-Signalpegel an den Grenzen der großen Scheibe steil ansteigen und innerhalb der großen Scheibe Magnetresonanzsignale mit einem gleichförmigen Pegel erhalten werden). Die aktuellen selektiven Erregungseigenschaften zeigen jedoch keinen solchen perfekten rechteckförmigen Verlauf. Daher wird die Erregungsbreite Wex der großen Scheibe allgemein durch die halbe Breite auf einer Kurve definiert, die durch jeweiliges Auftragen der Verlagerung und der Signalpegel auf der Abszisse und der Ordinate erhalten wird, wie es in Fig. 3 dargestellt ist (dort sind selektive Erregungseigenschaften gezeigt, die üblicherweise durch das Spin-Echo-Verfahren erhalten werden).
Wie vorstehend erläutert, stellen sich aufgrund der Tatsache, daß nicht perfekte selektive Erregungseigenschaften erhalten werden, die nachstehenden Probleme bei einer Magnetresonanzabbildung aufgrund der herkömmlichen, dreidimensionalen Fourier-Transformationsmethode, die eine selektive Erregung einschließt.
Falls eine ideale (rechteckförmige), selektive Erregungskennlimehkurve erhalten wird, können N Scheibenbilder dadurch erhalten werden, daß die Dicke Wex der Erregung der großen Scheibe gleich der Dicke W der großen Scheibe eingestellt wird, wie es in Fig. 4 gezeigt ist. In der Praxis können jedoch ideale selektive Eigenschaften nicht erhalten werden, wie vorstehend erläutert, so daß die Signalpegel der kleinen Scheiben am Ende der großen Scheibe V verringert sind, wie es in Fig. 5 dargestellt ist. Demzufolge kann kein gutes Bild erhalten werden. Zusätzlich enthalten, wie es in Fig. 5 durch punktierte Linien angezeigt ist, die Magnetresonanzsignale an den beiden Enden der Dicke Wex der großen Erregungsscheibe Signale von anderen Endbereichen aufgrund der Einflüsse eines Übersprechens bzw. "aliasing". Als Ergebnis treten an den beiden Enden eines Bilds der großen Scheibe V, das in Fig. 6A ist, Artefakte (durch gepunktete Linien angezeigt) auf, die auf Daten von anderen Enden beruhen, wie dies in Fig. 6A und 6B dargestellt ist.
Die vorstehend beschriebene Erscheinung tritt selbst bei dem Spin-Echo-Verfahren (SE- Verfahren = Spin-Echo-Verfahren) auf, bei dem verteilte Spinphasen durch einen nicht selektiven Erregungsimpuls fokussiert werden, (üblicherweise wird ein 90º - 180º Impulszug eingesetzt), und auch bei dem Gradientenfeld-Echoverfahren (FE-Verfahren) auf, bei dem Spinphasen durch Umkehrung eines Lesegradientenfelds anstelle einer Aufbringung eines nicht selektiven Erregungsimpulses fokussiert werden, und es kann die Zeit zur Gewinnung der Magnetresonanzdaten um eine Zeitdauer verkürzt werden, die für die Erzeugung eines nicht selektiven Erregungsimpulses erforderlich ist. Speziell bei dem FE- Verfahren wird die vorstehend beschriebene Erscheinung aufgrund der nachstehenden Gründe noch komplizierter.
Bei dem FE-Verfahren sind die Abtastparameter die Pulswiederholzeit TR, die Echozeit TE und der Kippwinkel α. Für diesen Fall wird eine dreidimensionale Fourier-Transformationsmethode (die eine selektive Erregung einschließt) beschrieben, bei der das FE-Verfahren eingesetzt wird.
Falls die Impulswiederholzeit TR festgelegt ist und der Kippwinkel geändert wird, ändert sich die erhaltene Signalintensität gemäß der Darstellung in Fig. 7.
Die Signalintensität S läßt sich folgendermaßen darstellen:
Der Kippwinkel α bei der maximalen Signalintensität (normalerweise als der Ernst-Winkel bezeichnet), kann folgendermaßen ausgedrückt werden:
α&sub0; = cos&supmin;¹(e -TR/T&sub1;)
Die Kippwinkel α an den beiden Enden einer selektiv erregten Region, d.h. einer großen Scheibe, wird kleiner als ein eingestellter Wert aufgrund der Eigenschaften einer unvollständigen selektiven Erregung. Daher gilt, wenn TR » 0: α&sub0; π/2 (=90º). Die erhaltenen selektiven Erregungseigenschaften liegen relativ nahe bei der idealen rechteckförmigen Gestalt, wie es in Fig. 8 dargestellt ist.
Falls jedoch TR kleiner wird (verkürzt wird), wird α&sub0; verringert. In diesem Fall werden, wenn α < α&sub0;, wie es in Fig. 9A gezeigt ist, die beiden Endbereiche der Kurve, deren Signalpegel nicht flach verlaufen, verbreitert. Falls α α&sub0;, , wie es in Fig. 9B dargestellt ist, ist der mittlere flache Bereich verbreitert. Falls α > α&sub0; wie es in Fig. 9C dargestellt ist, sind die Signalpegel an den beiden Endbereichen hinsichtlich ihres Signalpegels vergrößert, verglichen mit denjenigen im mittleren flachen Abschnitt.
Wie vorstehend erläutert, werden bei den herkömmlichen Systemen Fehler hinsichtlich der Signalintensität und/oder hinsichtlich des Kontrasts (d.h. einer Ungleichförmigkeit eines Bilds) in einem letztendlich erhaltenen Bilds einer kleinen Scheibe in einer großen Scheibe aufgrund der mangelnden Perfektion der selektiven Erregungsverarbeitung hervorgerufen, da eine Magnetresonanz in einer dreidimensionalen Region eines abzubildenden Objekts unter Einsatz eines selektiven Erregungsimpulses, der keine idealen Eigenschaften zeigen kann, erregt wird. Ein Bild, das derartige Fehler besitzt, ist für Diagnosezwecke nicht geeignet. Dies bedeutet, daß Bilder, die gewünschte Signalintensitäten und gewünschten Kontrast haben, lediglich von begrenzten Bereichen nahe bei der Mitte einer selektiven Erregungsregion erhalten werden können. Demzufolge ist die Anzahl von kleinen Scheiben, die als diagnostische Bilder eingesetzt werden können (effektive kleine Scheiben) verringert. Im Unterschied hierzu muß zur Vergrößerung der Anzahl von effektiven kleinen Scheiben eine Rekonstruktionsmatrix in der Scheibenrichtung hinsichtlich ihrer Größe vergrößert werden. Daher muß die Anzahl von Schritten bei der Kodierung in der Scheibenrichtung erhöht werden. Dies verlängert die Abtastzeit für die Magnetresonanz- Signalgewinnung.
Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Magnetresonanz-Abbildungsverfahren zu schaffen, das eine Erhöhung der Anzahl von effektiven kleinen Scheiben ermöglicht, ohne die Abtastzeit für die Magnetresonanz-Signalgewinnung zu verlängern.
Es wird ein Verfahren bereitgestellt, bei dem dann, wenn ein Magnetresonanzsignal aus einer dreidimensionalen, abzubildenden Region durch Ausführung einer Datengewinnungsimpulssequenz auf der Grundlage einer dreidimensionalen, eine selektive Erregung enthaltenden Fourier-Transformations-Methode zu gewinnen ist, Regionen, die an beiden Seiten der dreidimensionalen Region in einer Scheibenrichtung angeordnet sind, selektiv vor der Durchführung der Datengewinnungsimpulssequenz auf der Grundlage der dreidimensionalen, eine selektiven Erregung einschließenden Fourier-Transformationsmethode vorab gesättigt werden, danach eine Region, die die dreidimensionale Region enthält und in der Scheibenrichtung breiter ist als die dreidimensionale Region, selektiv erregt wird, und die Datengewinnungsimpulsfolge auf der Grundlage der dreidimensionalen Fourier-Transformationsmethode durchgeführt wird, wodurch durch ein Magnetresonanzsignal aus der dreidimensionalen Region gewonnen wird.
Bei der vorstehend beschriebenen Methode wird eine selektive Erregung der Region, die die dreidimensionale, abzubildende Region enthält und in der Scheibenrichtung breiter ist, vorzugsweise durchgeführt, indem die Intensität eines Scheibengradientenfelds verringert wird, nicht jedoch die Wellenform des selektiven Erregungsimpulses geändert wird.
Alternativ kann bei dem vorstehend beschriebenen Verfahren eine selektive Erregung der Region, die die dreidimensionale, abzubildende Region enthält und in der breiten Richtung breiter ist, dadurch durchgeführt werden, daß die Hüllkurvenwellenform des selektiven Erregungsimpulses in der Breitenrichtung komprimiert wird und seine Amplitude verändert wird, jedoch nicht die Intensität eines Scheibengradientenfelds geändert wird.
Gemäß der vorliegenden Erfindung werden Regionen, die an den beiden Seiten einer gewünschten, dreidimensionalen, abzubildenden Region angeordnet sind, selektiv vorab durch vorhergehende Sättigung gesättigt, und die gesättigten Regionen werden bzw. sind in einen Zustand versetzt oder gebracht, der gleichwertig ist mit einem Zustand, bei dem eine Makromagnetisierung, die eine magnetische Resonanz hervorruft, im wesentlichen nicht vorhanden ist. Durch Durchführung einer selektiven Erregung einer Region, die die gewünschte dreidimensionale Region enthält und in der Breitenrichtung breiter ist als diese, wird eine magnetische Resonanz zufriedenstellend und ideal lediglich in der gewünschten dreidimensionalen Region hervorgerufen, und es kann ein Signal von der Region erhalten werden. Daher kann eine große Anzahl von Bildern wirksamer kleiner Scheiben aus der gewünschten dreidimensionalen Region erhalten werden, ohne daß die Abtastzeit für eine Magnetresonanzgewinnung vergrößert wird.
Weiterhin kann eine selektive Erregung der Region, die die gewünschte dreidimensionale Region enthält und in der Scheibenrichtung breiter ist als diese, wirksam dadurch erzielt werden, daß die Hüllkurvenwellenform des selektiven Erregungsimpulses in der Breitenrichtung komprimiert wird und dessen Amplitude vergrößert oder die Intensität des Scheibengradientenfelds verringert wird.
Falls die Region, die in der Scheibenrichtung breiter ist als die dreidimensionale Region, selektiv dadurch erregt wird, daß die Hüllkurvenform des selektiven Erregungsimpulses in der Breitenrichtung komprimiert wird und dessen Amplitude vergrößert wird, ohne daß die Intensität des Scheibengradientenfelds geändert wird, kann werden und es kann die Echozeit TE verkürzt folglich die Abtastzeit verkürzt werden.
Diese Erfindung läßt sich aus der nachstehenden detaillierten Beschreibung in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen noch vollständiger verstehen. Hierbei gilt:
Fig. 1 zeigt eine zeitliche Darstellung einer Impulsfolge einer dreidimensionalen Fourier-Transformationsmethode, die eine selektive Erregung enthält, bei einem herkömmlichen System,
Fig. 2A, 2B und 2C zeigen Ansichten zur Erläuterung der Datengewinnung bei dem Sy stem gemäß Fig. 1,
Fig. 3 zeigt eine graphische Darstellung zur Erläuterung der Eigenschaften einer selektiven Erregung bei dem herkömmlichen System,
Fig. 4 zeigt eine graphische Darstellung zur Erläuterung der Anzahl von kleinen Scheiben, wenn ideale selektive Erregungseigenschaften erzielt werden,
Fig. 5 zeigt eine graphische Darstellung zur Erläuterung von Problemen, die sich stellen, wenn keine idealen Eigenschaften der selektiven Erregungen erzielt werden,
Fig. 6A, 6B und 6C zeigen Ansichten zur Erläuterung eines Falls, bei dem eine Fremd beeinflussung ("aliasing") auftritt, da keine idealen Eigenschaften der selektiven Erregung erhalten werden,
Fig. 7 zeigt ein graphische Darstellung, die die Beziehung zwischen den Kippwinkeln und den Signalpegeln veranschaulicht,
Fig. 8 und Fig. 9A, 9B und 9C zeigen graphische Darstellungen, die jeweils die Beziehung zwischen Kippwinkeln und Eigenschaften der selektiven Erregung veranschaulichen,
Fig. 10 zeigt eine zeitliche Darstellung einer Impulsfolge eines Verfahrens mit lokaler Erregung bei dem herkömmlichen System,
Fig. 11 - 13 zeigen Ansichten zur Erläuterung einer Funktion des Systems gemäß Fig. 10,
Fig. 14 zeigt ein Blockschaltbild, das eine Ausgestaltung eines Magnetresonanz-Abbildungssystems (MRI-System) gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zeigt,
Fig. 15 zeigt eine zeitliche Darstellung, die eine Impulsfolge der Magnetresonanzabbildung bei einer dreidimensionalen, eine selektive Erregung einschließenden Fourier-Transformationsmeffiode bei dem System gemäß Fig. 14 zeigt,
Fig. 16 ist eine graphische Darstellung, die Eigenschaften der selektiven Erregung zeigt, die erhalten werden, wenn die vorliegende Erfindung bei einem FE- Verfahren eingesetzt wird, und
Fig. 17 zeigt eine graphische Darstellung, der Eigenschaften der selektiven Erregung, die erhalten werden, wenn die vorliegende Erfindung bei einem SE-Verfahren eingesetzt wird.
Vor der Beschreibung eines Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung wird nachstehend ein selektives Sättigungsverfahren beschrieben, das bei dem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung eingesetzt wird. Bei diesem Verfahren werden die Quer- Magnetisierungskomponenten durch ein Stör-Gradientenfeld (Spoiler-Gradientenfeld) beseitigt. Dieses Verfahren wird als ein Sättigungsverfahren bezeichnet, d.h. als ein lokales Erregungsverfahren, wie es in der US-PS Nr.4 737 714 offenbart ist. Die Zielsetzung dieses Verfahrens wird nachstehend erläutert.
Bei dem lokalen Erregungsverfahren werden Regionen außerhalb eines gewünschten lokalen Bereichs im wesentlichen magnetisch unwirksam gemacht, indem ein Gradientenfeld in einer speziellen Form angelegt wird, und es werden Magnetresonanzsignale lediglich von dem lokalen Bereich für die Abbildung benutzt. Bei diesem Verfahren wird angenommen, daß ein Objekt lediglich bei einem lokalen Abschnitt bei der Gewinnung von Magnetresonanzsignalen vorhanden ist.
Fig. 10 zeigt eine Impulsfolge des lokalen Erregungsverfahrens. Die Fig. 11 bis 13 zeigen Ansichten zur Erläuterung einer Funktion des Verfahrens.
Um ein Schemabild bei einem spezifischen Abschnitt eines zu untersuchenden Objekts, z.B. eines Patienten, zu erhalten, wird ein statisches Feld H&sub0; in der Richtung der Achse Z erzeugt und es wird das Objekt in dem statischen Feld H&sub0; angeordnet. Normalerweise wird dafür Sorge getragen, daß die Körperachse des Objekts mit der Richtung der Achse Z zusammenfällt. Eine Magnetisierung in dem Objekt wird durch das statische Feld H&sub0; in der Richtung der Achse Z orientiert. Ein Signal zur Bestimmung der Richtung der Magnetisierung und einer Scheibenposition wird angelegt. Es ist anzumerken, daß ein Koordinatensystem X' - Y' - Z' ein drehendes bzw. rotierendes Koordinatensystem ist, das die Achse Z eines Koordinatensystems X - Y - Z als eine Achse aufweist. Um die Magnetisierung über 90º in einer Richtung -X' zu drehen, wird ein Impuls, der aus einem selektiven 90º-Erregungsimpuls besteht, an das Objekt in einer Richtung Y' angelegt. Zu der gleichen Zeit wird ein Gradientenfeld Gy an das Objekt in der Richtung Y angelegt. In diesem Fall enthält der selektive 90º-Erregungsimpuls Träger f&sub1; und f&sub2;, die unterschiedliche Frequenzen haben. Dies bedeutet, daß gemäß den Fig. 10 und 11, wenn die Mitte einer spezifischen Frequenz zur Erregung einer Region Sy, die einen spezifischen Abschnitt enthält, bei einer Frequenz f&sub0; liegt, ein Hochfrequenzimpuls, der zwei Frequenzen f&sub1; und f&sub2; zur Erregung von Regionen 31 und 32 (obere und untere schraffierte Abschnitte in Fig. 11), die an den beiden Seiten der Frequenz f&sub0; liegen, eingesetzt werden kann. In diesem Fall sind sowohl die Frequenz f&sub1; als auch die Frequenz f&sub2; Mittenfrequenzen, und die Breiten von zu erregenden Regionen werden durch Frequenzbänder Δf&sub1; und Δf&sub2; der jeweiligen Träger bestimmt. Es ist aus den nachstehenden Gleichungen ersichtlich, daß eine gewünschte Region dadurch ausgewählt werden kann, daß Träger mit unterschiedlichen Frequenzen in der vorstehend beschriebenen Weise eingesetzt werden:
ω&sub0; = γH&sub0;
f&sub0; = (γ/2π) H&sub0;
Zusätzlich wird das Gradientenfeld Gy in einer solchen Weise angelegt, daß ein Gradientenfeld, das eine normale Intensität zur selektiven Erregung der Regionen 31 und 32 aufweist, für eine vorbestimmte Zeitdauer r&sub1; an das Objekt angelegt wird, und daß das Gradientenfeld in seiner Intensität (Amplitude) nach Beendigung der selektiven Erregung abrupt vergrößert wird, und an das Objekt für eine vorbestimmte Zeitdauer τ&sub2; angelegt wird. Dieses letztere Gradientenfeld, dessen Intensität vergrößert wird, wird als eine Störung bzw. ein Störfeld (Spoiler-Impuls) bezeichnet. Nach dem Anlegen dieses Störfelds sind transversale Magnetisierungskomponenten (Quer-Magnetisierungskomponenten) des selektiv erregten Abschnitts verteilt, und die Querkomponenten der Makromagnetisierung sind beseitigt, d.h. gesättigt. Die im wesentlichen vollständige Beseitigung der Magnetisierung eines selektiv erregten Abschnitts wird als eine selektive Sättigung bezeichnet.
Scheibendicken τ&sub2; und τ&sub2; der Regionen 31 und 32 in der Richtung Y sind durch die nachstehenden Gleichungen repräsentiert:
Δt&sub1; = Δf&sub1;/γ Gy
Nachstehend wird die Erregung der linken und rechten Regionen 33 und 34 gemäß Fig. 12 auf der Grundlage des gleichen, vorstehend erläuterten Prinzips beschrieben. Es wird auf die Fig. 10 und 12 Bezug genommen. Zur Drehung der Magnetisierung um 90ºin der Richtung Y' wird ein Hochfrequenzimpuls, der aus einem selektiven 90º-Erregungsimpuls besteht, an das Objekt in der Richtung X' angelegt. Zur gleichen Zeit wird ein Gradientenfeld Gx angelegt. In diesem Fall wird in gleichartiger Weise wie bei dem vorstehend beschriebenen Ablauf ein Hochfrequenzimpuls, der zwei unterschiedliche Frequenzen f&sub3; und f&sub4; (Frequenzbänder Δt&sub3; und Δt4 ) enthält, die an beiden Seiten einer Mittenfrequenz f&sub0; zur Erregung einer Region Sx, die einen Zielbereich enthält, angeordnet sind, eingesetzt, und das Gradientenfeld Gx wird derart festgelegt, daß es für eine erste Zeitdauer τ&sub1; eine Intensität eines normalen Scheibengradientenfelds besitzt und während einer nachfolgenden Zeitdauer τ&sub2; eine große Intensität zur Bildung eines Störfelds (Spoiler) aufweist. Daher ist die Magnetisierung der Regionen 33 und 34, in denen die Magnetresonanz einmal erregt ist, für sich gesättigt und beseitigt.
Schließlich wird nach einer vorbestimmten Zeitdauer, wie in Fig. 10 und 13 gezeigt ist, ein selektiver, hochfrequenter 90º -Erregungsimpuls, der eine Mittenfrequenz f&sub0; (Frequenzband Δf&sub0;) enthält, angelegt, um eine zentrale Region 35 zu erregen, und es wird ein Gradientenfeld Gz angelegt. Durch Anlegen eines refokussierenden Gradientenfelds -Gz nach dem vorstehend beschriebenen Ablauf kann ein Magnetresonanz-Echosignal erzeugt werden. Da zu diesem Zeitpunkt die Magnetisierung von anderen Regionen durch die vorstehend beschriebene, selektive Sättigung beseitigt ist, ist der Zustand des Bereichs außerhalb des lokalen Abschnitts S&sub0; gleichwertig mit einem Zustand, bei dem im wesentlichen keine Magnetisierung vorhanden ist. Daher können Signale lediglich von dem lokalen Abschnitt S&sub0; erhalten werden.
Es wird bei der vorstehend beschriebenen Folge lediglich der lokale Abschnitt S&sub0; erregt, und es kann eine Abbildung mittels einer normalen, zweidimensionalen Fourier-Transformationsmethode oder mittels einer dreidimensionalen Fourier-Transformationsmethode unter Einsatz von Magnetresonanz-Echosignalen, die durch die Erregung erhalten wurden, eingesetzt werden.
Ein Verfahren zur selektiven, vorhergehenden Sättigung von anderen Abschnitten als einem gewünschten Abschnitt gemäß der vorstehenden Erläuterung wird als eine Vorabsättigung (Vorsättigung bzw. vorhergehende Sättigung) bezeichnet. Bei der vorliegenden Erfindung wird die Vorabsättigung in Übereinstimmung mit der FE-Methode vor der Ausführung der hauptsächlichen Folge der dreidimensionalen Fourier-Transformationsmethode, die eine selektive Erregung enthält, durchgeführt. Die vorliegende Erfindung ist insbesondere durch die Festlegung einer Beziehung zwischen einer abzubildenden, dreidimensionalen Region, einer Vorsättigungsregion und einer selektiven Erregungsregion gekennzeichnet.
Fig. 14 zeigt eine schematische Anordnung eines gesamten Magnetresonanz-Abbildungssystems (MRI-System), das bei dem Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung eingesetzt wird.
Wie in Fig. 14 gezeigt ist, ist ein hohler Bereich in einer Magnetanordnung MA für die Aufnahme eines zu untersuchenden Objekts P ausgebildet. Die Magnetanordnung MA enthält ein normal leitendes oder supraleitendes, statisches Feldspulensystem 1 (an dem in manchen Fällen eine Trimmspule zur Korrektur des statischen Magnetfelds angebracht ist), ein Gradientenspulensystem 2 zur Erzeugung von Gradientenfeldern und eine Sonde 3, die durch ein Spulensystem zum Senden eines hochfrequenten Impulses (Hochftequenzimpuls) und zum Erfassen eines Magnetresonanzsignals, z.B. eines Magnetresonanz-Echosignals, gebildet ist.
Eine Steuereinrichtung 4 zur Steuerung des stationären Felds enthält ein Kühlmittel- Zuführsteuersystem für ein Spulenkühlsystem, falls das statische Feldspulensystem durch eine Spule des supraleitenden Typs gebildet ist. Die Steuereinrichtung 4 führt hauptsächlich eine Erregungssteuerung einer Spannungsquelle für das stationäre Feld durch; ein Sender sendet ein hochfrequentes Feld, und ein Empfänger 6 empfängt ein Magnetresonanzsignal über die Sonde 3. X-, Y- und Z-Gradienten-Spannungserzeugungen 7, 8 und 9 veranlassen das Gradientenfeld-Spulensystem 2 zur Erzeugung von Gradientenfeldern in orthogonalen Achsenrichtungen in X-, Y- bzw. Z-Richtung. Eine Folgesteuereinrichtung 10 steuert den Sender 5, die X-, Y- und Z-Gradienten-Spannungsversorgungen 7, 8 und 9 in Übereinstimmung mit einer Datengewinnungsfolge auf der Grundlage eines vorbestimmten Abbildungsverfahrens wie etwa einer Fourier-Transformationsmethode. Ein Computersystem 11 steuert die Folgesteuereinrichtung 10 und führt eine Signalverarbeitung eines durch den Empfänger 6 erfaßten Magnetresonanzsignals durch. Ein Anzeigegerät 12 zeigt Daten, die durch die Signalverarbeitung erhalten werden, in Form eines Bildes an.
Der Empfänger 6 enthält einen frontseitigen Verstärker zur Verstärkung eines Empfangssignals von dem Spulensystem der normalen Sonde 3 auf einen Wert, der für die Weitergabe an die nachfolgende Verarbeitung ausreichend hoch ist, einen phasenempfindlichen Detektor zur Erfassung von reellen und imaginären Teilen eines von dem frontseitigen Verstärker stammenden Ausgangssignals, z.B. durch Quadraturdetektion, einen Analog/Digital Wandler (A/D-Wandler) zum Umwandeln eines von dem phasenempfindlichen Detektor abgegebenen Ausgangssignals in ein digitales Signal, sowie eine Schnittstelle zur Verbindung des Ausgangs des Analog-Digital-Wandlers mit dem Computersystem 11.
Das Computersystem 11 weist eine Systemsteuereinrichtung zur Steuerung des gesamten Systems über einen Datenfluß, eine Speichereinheit zum Speichern von Daten von der Schnittstelle und zum Beibehalten der Daten für eine nachfolgende Rekonstruktionsverarbeitung u. dgl., eine rekonstruierende Einheit zum Auslesen von Daten aus der Speichereinheit und zum Durchführen einer Fourier-Transformation bezüglich der ausgelesenen Daten für die Bildung eines Abtastbilds ("Scanoimage"), eines zweidimensionales Bilds oder eines dreidimensionales Bilds, und einen Computer auf, der eine Konsole, die als eine Mensch-Maschine-Schnittstelle für eine Systembetätigung, eine Bildspeicherung, einen Anzeigevorgang und dergleichen dient, eine Anzeigeeinheit und eine Abspeichereinheit für die Bildspeicherung aufweist.
Bei der vorstehend beschriebenen Ausgestaltung wird das Objekt P bei einer Abbildungssequenz in einem statischen Feld angeordnet, und es wird die Folgesteuereinrichtung 10 zur Ausführung einer Impulssequenz für die Bilddatengewinnung betrieben.
Fig. 15 zeigt eine Impulssequenz bei dem Ausführungsbeispiel des Verfahrens in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung. Wie in Fig. 14 dargestellt ist, wird während eines Zeitintervalls 1 eine vorhergehende Sättigung der beiden zeitlichen Bereiche einer abzubildenden, dreidimensionalen Region (große Scheibe) in der Scheibenrichtung durchgeführt, wobei ein selektiver Erregungsimpuls PRP für die vorhergehende Sättigung (z.B. eines Gradientenfelds Gz in der Richtung der Achse Z) eingesetzt wird, der einen Störimpuls enthält. In diesem Fall weist der selektive Erregungsimpuls PRP für vorhergehende Sättigung Frequenzkomponenten auf, die den beiden seitlichen Regionen der dreidimensionalen Region in der Scheibenrichtung entsprechen.
Bei dem nächsten Zeitintervall II wird eine Region, die die dreidimensionale, abzubildende Region enthält und breiter als diese ist, selektiv in der Scheibenrichtung durch einen selektiven Erregungsimpuls SLP für die große Scheibe, der einen Kippwinkel von ungefähr 90º besitzt, und ein Scheibengradientenfeld Gs (z.B. ein Z-Gradientenfeld Gz) erregt. Da in diesem Fall die Region, die die dreidimensionale, abzubildende Region enthält und breiter ist als diese, selektiv in der Scheibenrichtung erregt wird, ist die Intensität des Scheibengradientenfelds Gs derart eingestellt, daß sie z.B. 1/2 derjenigen gemäß Fig. 1 beträgt. (Es ist offensichtlich, daß das Anlegen des Scheibengradientenfelds Gs ein umgekehrtes Anlegen zum Zwecke der Kompensation enthält.)
In dem nachfolgenden Zeitintervall III werden Magnetresonanzsignale lediglich von der abzubildenden, dreidimensionalen Region durch Ausführung der Datengewinnungs-Impulsfolge auf der Grundlage der dreidimensionalen Fourier-Transformationsmethode erhalten, die der Matrixanordnung aus Rekonstruktionsbilddaten entspricht. Genauer gesagt werden das Scheibengradientenfeld Gs (z.B. das Gradientenfeld Gz in der Richtung der Achse Z) und das Kodiergradientenfeld Ge (z.B. das Gradientenfeld Gy in der Richtung der Achse Y) zum Kodieren einer Phase in zwei Richtungen, sowie das Auslesegradientenfeld Gr (z. B. das Gradientenfeld Gx in der Richtung der Achse X) zur Erzielung von Echos in der Form eines Impulses angelegt, und die Polaritäten des Auslesegradientenfelds Gr (z.B. das Gradientenfeld Gx in der Richtung der Achse X) werden nachfolgend umgekehrt, und das Feld Gr wird in der Form eines Impulses angelegt, wodurch während dieser Anlegungszeitdauer ein Magnetresonanz-Echosignal erhalten wird. Die Positionsdaten des Magnetresonanz-Echosignals, das durch die Umkehrung des Auslesgradientenfelds Gr (das Gradientenfeld Gx in der Richtung der Achse X) induziert wird, sind in den jeweiligen Richtungen phasenkodiert, d.h. sie sind durch das Scheibengradientenfeld Gs (das Gradientenfeld Gs in der Richtung der Achse Z) in der Scheibenrichtung kodiert und durch das Kodiergradientenfeld Ge (z.B. durch das Gradientenfeld Gy in der Richtung der Achse Y) in der Kodierrichtung kodiert. Durch Wiederholung der vorstehend beschriebenen Abfolge mit einer Hzufigkeit, die der Matrixgröße der zu rekonstruierenden Magnetresonanz-Bilddaten entspricht, während die Intensität jedes Gradientenfelds für jeden Kodiervorgang sequentiell geändert wird, können dreidimensionale Daten erhalten werden, die der vorstehend erläuterten, dreidimensionalen Region entsprechen.
Es wird nun ein praktisches Beispiel erläutert, wobei der Scheibenzählwert bzw. die Anzahl kleiner Scheiben N = 32 ist und die Dicke der kleinen Scheiben 1 mm beträgt, während die Dicke W der großen Scheibe = 32 mm ist.
Ein selektiver Erregungsimpuls PRP für vorhergehende Sättigung wird während eines Zeitintervalls an Regionen angelegt, die an den beiden Seiten der Region mit der Dicke W der großen Scheibe (W = 32 mm) angeordnet sind. Bei diesem Vorgang werden z.B. die beiden Regionen hinsichtlich einer Dicke von 32 mm gesättigt, was der Dicke der großen Scheibe entspricht.
Nachfolgend wird ein selektiver Erregungsimpuls SLP für die große Scheibe angelegt, der Frequenzkomponenten zum Erregen einer Region aufweist, die eine Dicke von 64 mm besitzt, was dem zweifachen der Dicke der beiden Regionen entspricht. Dieser Vorgang kann dadurch erzielt werden, daß die Intensität des Scheibengradientenfelds Gs, das dem Impuls SLP überlagert ist, auf einen Wert verringert wird, der halb so groß ist wie derjenige des Gradientenfelds Gs, das an die Region mit einer Dicke von 32 mm angelegt wird. Bei diesem Vorgang wird ein Magnetresonanzsignal lediglich in einem schraffierten, in Fig. 16 dargestellten Bereich induziert und kann gewonnen werden.
Da in diesem Fall die gesättigten und nichtgesättigten Regionen nicht perfekt voneinander aufgrund des Einflusses der selektiven Erregungseigenschaften getrennt sind, kann ein effektiver Zählstand Nef und ein Zählwert N für die kleinen Scheiben nicht auf Nef = N gesetzt werden. Im Vergleich mit dem herkömmlichen System ist jedoch ein Verhältnis zwischen dem Zäblwert Nef effektiver kleiner Scheiben und dem Zählwert N kleiner Scheiben stark vergrößert.
Insbesondere läßt sich bei der vorliegenden Erfindung ein bemerkenswerter Effekt erzielen, wenn ein großer Kippwinkel mit einer relativ kurzen Impulswiederholrate TR eingestellt wird. Die vorliegende Erfindung ist bei einer dreidimensionalen Fourier-Transformationsmethode, die die Gewinnung einer großen Datenmenge erfordert, noch wirksamer. Ein typischer Fall, bei dem die vorliegende Erfindung besonders wirkungsvoll ist, ist dann gegeben, wenn TR auf ungefähr 50 msec eingestellt ist; TE bei ungefähr 10 msec liegt und der Kippwinkel ungefähr 90º beträgt. Selbst wenn der Kippwinkel auf ungefähr 60º bis 90º eingestellt ist, läßt sich ein hervorragender Effekt erzielen.
Bei dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel wird eine Region, die die dreidi mensionale, abzubildende Region enthält, die einem effektiven Scheibenbereich entspricht und in der Scheibenrichtung breiter ist als die Region, selektiv durch das Verfahren der Verringerung der Intensität des Scheibengradientenfelds Gs erregt, ohne daß die Breite und die Amplitude des selektiven Erregungsimpulses SLP für die große Scheibe geändert wird. Jedoch kann anstelle des Einsatzes dieses Verfahrens die Hüllkurvenwellenform des selektiven Erregungsimpulses SLP für die große Scheibe in der Breitenrichtung komprimiert werden und seine Amplitude kann vergrößert werden, ohne daß die Intensität des Scheibengradientenfelds Gs geändert wird. Zum Beispiel kann die Impulsbreite bei dem vorstehend beschriebenen Fall halbiert werden und die Amplitude kann verdoppelt werden, ohne daß die Intensität des Scheibengradientenfelds Gs geändert wird. Bei dieser Einstellung läßt sich die Echozeit TE verkürzen, und es kann folglich die Abtastzeit verkürzt werden.
Bei dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel wird eine vorhergehende Sättigungsverarbeitung bei der dreidimensionalen Fourier-Transformationsmethode, die eine selektive Erregung enthält bei der Folge eingesetzt, die auf dem FE-Verfahren beruht. Jedoch kann die Verarbeitung auch bei der dreidimensionalen Fourier-Transformationsmethode, die eine selektive Erregung enthält, bei der Folge eingesetzt werden, die auf dem SE-Verfahren beruht. Fig. 17 zeigt selektive Erregungseigenschaften in diesem Fall.

Claims

1. Magnetresonanz-Abbildungsverfahren zur Optimierung des Scheibenprofils einer dreidimensionalen, abzubildenden Region unter Durchführung einer Gewinnungs impulssequenz auf der Grundlage einer dreidimensionalen Fourier-Transformationsmethode, die eine selektive Erregung enthält, mit den Schritten:

a) Vorhergehende Sättigung von vorab sättigbaren Regionen, die auf beiden Seiten der dreidimensionalen Region in einer vorbestimmten Richtung angeordnet sind, vor der Durchführung der Datengewinnungsimpulssequenz auf der Grundlage der dreidimensionalen Fourier-Transformationsmethode, die selektive Erregung einschließt, und

b) Datengewinnung durch selektive Erregung einer Region, die die dreidimensionale Region einschließt und in der vorbestimmten Richtung breiter ist als die dreidimensionale Region, nachdem eine vorhergehende Sättigung bei dem Schritt der vorhergehenden Sättigung durchgeführt wurde, und

c) Durchführen der Datengewinnungsimpulssequenz auf der Grundlage der dreidimensionalen Fourier-Transformationsmethode, um das magnetische Resonanzsignal von der dreidimensionalen Region zu erhalten.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der Datengewinnungsschritt den Schritt der selektiven Erregung der Region, die die dreidimensionale Region enthält und in der vorbestimmten Richtung breiter ist als die dreidimensionale Region, enthält, wobei die Intensität eines Gradientenfeldes (Gs) in der vorbestimmten Richtung auf einen kleineren Wert als derjenige festgelegt wird, der eingestellt ist, wenn lediglich die dreidimensionale Region selektiv erregt wird, während die Wellenform eines selektiven Erregungsimpulses (SLP) gleich wie diejenige des selektiven Erregungsimpulses, der für die selektive Erregung lediglich der dreidimensionalen Region benutzt wird, eingestellt wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der Schritt der Datengewinnung den Schritt der selektiven Erregung der Region, die die dreidimensionale Region enthält und in der vorbestimmten Richtung breiter ist als die dreidimensionale Region, enthält, wobei die Hüllkurvenwellenform eines selektiven Erregungsimpulses (SLP) komprimiert und dessen Amplitude vergrößert wird, verglichen mit einem selektiven Erregungsimpuls, der bei der selektiven Erregung lediglich der dreidimensionalen Region benutzt wird, während die Intensität eines Gradientenfeldes (Gs) in der vorbestimmten Richtung gleich derjenigen eines Gradientenfeldes, das für die selektive Erregung lediglich der dreidimensionalen Region eingesetzt wird, eingestellt wird.

4. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der Schritt der vorhergehenden Sättigung den Schritt der selektiven Erregung durch selektive Erregung von vorbestimmten, vorab zu sättigenden Regionen enthält, wobei ein Gradientenfeld in der vorbestimmten Richtung und ein selektiver Erregungsimpuls (PLP), der Frequenzkomponenten enthält, die den vorbestimmten Regionen eines zu untersuchenden Objekts entsprechen, angelegt werden, sowie den Störschritt der Sättigung der vorbestimmten Regionen durch Anlegen eines Spoilers bzw. Störsignals (SPOILER) enthält, das durch Vergrößerung der Amplitude des Gradienten-Felds (Gs) in der vorbestimmten Richtung unmittelbar nach der selektiven Erregung erhalten wird.

5. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem

a) eine Vorsättigung durch selektive Erregung von vorbestimmten, vorhergehend zu sättigenden Regionen dadurch erreicht wird, daß zunächst ein erstes Gradienten- Feld (Gs) in einer ersten Richtung und ein selektiver Erregungsimpuls (PRP) angelegt werden, der Frequenzkomponenten enthält, die den vorbestimmten Regionen eines zu untersuchenden Objekts entsprechen, und nachfolgend ein Spoiler bzw. Störsignal (SPOILER) angelegt wird, das durch Vergrößerung der Amplitude des ersten Gradienten-Felds (Gs) erhalten wird, um selektive Regionen zu sättigen, die an beiden Seiten der dreidimensionalen Region in der ersten Richtung angeordnet sind,

b) eine Datengewinnung dadurch erfolgt, daß selektiv nach der Sättigung eine Region erregt wird, die die dreidimensionale Region enthält und in der ersten Richtung breiter ist als die dreidimensionale Region,

c) das erste Gradienten-Feld und ein zweites Gradienten-Feld (Ge) in einer zweiten Richtung, die rechtwinklig zu der ersten Richtung der dreidimensionalen, selektiv erregten Region liegt, angelegt werden, wobei jedes der Gradienten-Felder in der Form eines Impulses angelegt wird, der eine Polarität und eine Amplitude besitzt, die einer vorbestimmten Kodierungsgröße entsprechen, ein drittes Gradienten-Feld (Gr) in einer dritten Richtung, die rechtwinklig zu der ersten und der zweiten Richtung liegt, in der Form eines Impulses mit einer vorbestimmten Polarität angelegt wird, und nachfolgend der dritte Gradient, dessen Polarität invertiert ist, angelegt ist, wodurch ein magnetisches Resonanzechosignal erhalten wird, das durch das erste und das zweite Gradienten-Feld (Gs, Ge) phasenkodiert ist, und

d) die Schritte a) bis c) mit vorbestimmter Häufigkeit wiederholt werden, wobei die Kodierungsgröße sequentiell geändert wird.

6. Verfahren nach Anspruch 5, bei dem der Schritt b) den Schritt der selektiven Erregung der Region, die die dreidimensionale Region enthält und in der ersten Richtung breiter ist als die dreidimensionale Region, dadurch enthält, daß die Intensität des ersten Gradienten-Felds (Gs) kleiner eingestellt wird als diejenige, die eingestellt ist, wenn lediglich die dreidimensionale Region selektiv erregt wird, während die Wellenform des selektiven Erregungsimpulses (SLP) wird wie diejenige des selektiven Erregungsimpulses gleich festgelegt, der für die selektive Erregung lediglich der dreidimensionalen Region eingesetzt wird.

7. Verfahren nach Anspruchs, bei dem der Schritt b) den Schritt der selektiven Erregung der Region, die die dreidimensionale Region enthält und in der ersten Richtung breiter ist als die dreidimensionale Region, dadurch enthält, daß die Hüllehkurve des selektiven Erregungsimpulses (SLP) komprimiert wird und dessen Amplitude vergrößert wird, verglichen mit dem selektiven Erregungsimpuls, der bei der selektiven Erregung lediglich der dreidimensionalen Region eingesetzt wird, während die Intensität des ersten Gradienten-Felds (Gs) gleich eingestellt wird wie diejenige des Gradienten-Felds, das für die selektive Erregung lediglich der dreidimensionalen Region eingesetzt wird.