DE69321653T2 - Verfahren und Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz - Google Patents

Description

• Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Kernresonanzabbildung eines in ein stationäres und nahezu homogenes Hauptmagnetfeld eingebrachten Körpers, wobei das Verfahren umfaßt
• - das Anlegen eines Anregungshochfrequenzimpulses (HF-Impuls), zur Anregung von Kerndipolmomenten in zumindest einem Teil des Körpers,
• - das Anlegen einer Vielzahl von refokussierenden HF-Impulsen, die dem genannten Anregungs-HF-Impuls folgen, und von Gradientenmagetfeldern zum Generieren von positionsabhängigen Kernresonanzsignalen in dem angeregten Teil, wobei die Gradientenmagnetfelder und/oder refokussierenden HF-Impulse Phasencodierung von Kerndipolmomenten mit Phasencodierungsistwerten verschaffen, die Abweichungen von Phasencodierungsnennwerten haben,
• - die Messung einer Menge von Kernresonanzsignalen, wobei die Menge Signale umfaßt, die zumindest einer Anzahl der genannten refokussierenden HF-Impulse folgen,
• - die Transformation der genannten Menge von gemessenen Kernresonanzsignalen in ein Bild, wobei die Menge von Signalen vor der genannten Transformation geändert wird, um die Auswirkung der Abweichungen zwischen den genannten Istwerten und Nennwerten der Phasencodierung auf das genannte Bild zu verringern.
• Die Erfindung betrifft auch ein Gerät zur Kernresonanzabbildung mit einem solchen Verfahren.
• Ein solches Verfahren zum Abbilden ist aus US 5.068.609 bekannt. Das bekannte Verfahren wird verwendet, um das Vorhandensein von Geistern in dem rekonstruierten Bild zu verringern. In dem bekannten Verfahren umfaßt die Änderung der Menge von gemessenen Kernresonanzsignalen eine Unterteilung der Menge in zwei Teilmengen. Eine erste Teilmenge, die die geradzahligen Reihen der genannten Menge umfaßt und eine zweite Teilmenge, die die ungeradzahligen Reihen der genannten Menge umfaßt, wobei die Einträge in den verbleibenden Teilen der Teilmengen auf null gesetzt werden. Nach einer Fouriertransformation werden zwei Zwischenbilder rekon struiert, welche Zwischenbilder zu einem einzigen resultierenden Bild kombiniert werden.
• Der Erfindung liegt unter anderem als Aufgabe zugrunde, ein alternatives Kernresonanzverfahren gemäß dem einleitenden Paragraphen zu verschaffen, in dem Artefakte in dem resultierenden Bild signifikant unterdrückt werden. Hierzu ist das erfindungsgemäße Verfahren dadurch gekennzeichnet, daß die Änderung der Menge von gemessenen Signalen das Messen von äquivalenten Signalen für einen wesentlichen Anteil der gemessenen Signale umfaßt, um zwei Messungen für jeden Phasencodierungswert und die Mittelung der Messungen der Signale und der äquivalenten Signale für jeden Phasencodierungswert zu verschaffen, wobei die Differenz zwischen den Istphasen und den Nennphasen für die genannten Signale und die genannten äquivalenten Signale im wesentlichen entgegengesetzt ist.
• Die Erfindung beruht auf der Erkenntnis, daß Artefakte in dem Bild weitgehend aus inkorrekten Phasen und Winkeln resultieren, die lokal dem Magnetisierungsvektor auferlegt sind, und der Erkenntnis, daß kleine Phasenfehler Artefaktniveaus bewirken können, die vergleichbar denen sind, die auf relativ großen Amplitudenmodulationen beruhen. Die Erfindung beruht auch auf der weiteren Erkenntnis, daß die unvollkommenen HF-Impulse und Gradientenfeldimpulse keine willkürliche Phasenabweichung bewirken, sondern eine Phasenmodulation, die weitgehend durch Änderung der totalen Menge von Messungen kompensiert werden kann, die der Bilderzeugungstransformation eingegeben werden. Die Änderung der Menge von Messungen schließt das Zufügen weiterer Messungen durch das Verschaffen von zwei Messungen für jeden Phasencodierungswert ein, wobei die beiden Messungen entgegengesetzte Phasenabweichungen haben. Die Auswirkungen der Abweichung in den Phasencodierungswerten werden dadurch gemildert.
• Bei einer ersten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens werden Signale in einer Vielzahl von Sequenzen gemessen, wobei jede Sequenz einen Anregungs-HF-Impuls, eine Vielzahl von refokussierenden HF-Impulsen abgewechselt mit Messungen von Kernresonanzsignalen und geschaltete Gradientenmagnetfelder zur Phasencodierung umfaßt, bei dem für einen wesentlichen Anteil der Sequenzen eine äquivalente Sequenz ausgeführt wird, in der die gleichen Gradientenmagnetfelder in zeitlich umgekehrter Reihenfolge zur zeitlich umgekehrten Detektion äquivalenter gemessener Signale an den Körper angelegt werden, wobei der gleiche Phasencodierungs wert in einer Sequenz in einer ungeraden Rangnummer und in der äquivalenten Sequenz in einer geraden Rangnummer auftritt. Bei dieser Ausführungsform wird als zusätzlicher Vorteil die Abnahme der Signalamplitude infolge von Spin-Spin-Relaxation, dem T&sub2;- Zerfall, innerhalb einer Sequenz kompensiert, indem identische Messungen, aber mit unterschiedlichen Signalamplituden verschafft werden. Die Auswirkung von Amplitudenmodulation infolge des T&sub2;-Zerfalls, die zu Unschärfe und Ringartefakten im resultierenden Bild führt, wird reduziert.
• Bei einer zweiten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens werden Signale in einer Vielzahl von Sequenzen gemessen, wobei jede Sequenz einen Anregungs-HF-Impuls, eine Vielzahl von refokussierenden HF-Impulsen abgewechselt mit Messungen von Kernresonanzsignalen und geschaltete Gradientenmagnetfelder zur Phasencodierung umfaßt, wobei die äquivalenten Messungen in einer äquivalenten Sequenz erhalten werden, in der die gleichen Gradientenmagnetfelder in paarweise vertauschter Reihenfolge an den Körper gelegt werden. Auch in dieser Ausführungsform wird das Gerade/Ungerade-Verhalten von Phasenabweichungen über NMR-Signale gemittelt. Diese Ausführungsform liefert gute Ergebnisse, insbesondere, wenn die Phasenänderung kein einfacher Phasenwechsel ist. Unter solchen Umständen ist Mitteln nur zwischen Signalen sinnvoll, die nahe beieinander liegen und ungefähr den gleichen Phasenabweichungen unterliegen. Wenn die Anzahl von NMR-Signalen, die in jeder Sequenz gemessen werden, ungerade ist, bleibt ein Signal ungepaart und unausgetauscht, dies hat nur eine geringe Auswirkung auf die Qualität des resultierenden Bildes.
• Bei einer dritten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens werden die äquivalenten Messungen mit dem gleichen Gradientenmagnetfeld und auf nachfolgende refokussierende HF-Impulse folgend erhalten. Wenn eine Messung mit dem gleichen Phasencodierungswert wiederholt werden muß, beispielsweise infolge von Rauschabstandserwägungen, werden die Messungen mit identischen Phasencodierungswerten mit der gleichen Häufigkeit ausgeführt. Wiederum werden die Störungen in Phasencodierungswerten infolge von Wirbelströmen und HF-Impulsunvollkommenheiten wegen des Gerade/Ungerade-Verhaltens der Phasenabweichung gemittelt. Die Anzahl Messungen bei jedem Phasencodierungswert ist für optimale Aufhebung vorzugsweise gerade. Ein zusätzlicher Vorteil dieser Ausführungsform besteht darin, daß, wenn die Änderung der Größe der Gradientenimpulse allmählich verläuft, die Auswirkung auf die Phasen der Spins infolge von Wirbelströmen, die durch Schalten der Gradientenmagnet felder bewirkt werden, in großem Maße in darauf folgenden Spinechos kompensiert wird.
• In dem erfindungsgemäßen Verfahren haben die refokussierenden HF- Impulse einen von 180º abweichenden Wert und vorzugsweise einen Wert um 150º. Durch Verwendung eines anderen Flipwinkels als 180º für die refokussierenden HF- Impulse ist ein Austausch zwischen Phasen- und Amplitudeninodulation in den NMR- Signalen möglich. Da Artefakte infolge von Phasenmodulation in dem erfundenen Verfahren unterdrückt werden, kann eine gesamte Verringerung des Vorhandenseins von Artefakten erhalten werden.
• Die Erfindung betrifft auch ein Gerät zum Ausführen eines solchen Verfahrens. Ein erfindungsgemäßes Gerät zur Kernresonanzabbildung eines in ein stationäres und nahezu homogenes Hauptmagnetfeld eingebrachten Körpers gemäß einem Verfahren nach einem der Verfahrensansprüche, wobei das Gerät Mittel zum Aufbauen des Hauptmagnetfeldes, Mittel zum Erzeugen von dem Hauptmagnetfeld überlagerten Gradientenmagnetfeldern, Mittel zum Abstrahlen von HF-Impulsen hin zu einem in das Hauptmagnetfeld eingebrachten Körper, Steuerungsmittel zum Ansteuern der Erzeugung der Gradientenmagnetfelder und der HF-Impulse, und Mittel zum Empfangen und Abtasten von Kernresonanzsignalen, die von Sequenzen von HF-Impulsen und geschalteten Gradientenmagnetfeldern generiert worden sind, wobei die genannten Steuerungsmittel ausgebildet sind,
• - um einen Anregungshochfrequenzimpuls zur Anregung von Kerndipolmomenten in zumindest einem Teil des Körpers anzulegen,
• - um eine Vielzahl von refokussierenden HF-Impulsen, die dem genannten Anregungs-HF-Impuls folgen, sowie Gradientenmagnetfelder zum Generieren positionsabhängiger Kernresonanzsignale in dem angeregten Teil anzulegen,
• - zum Messen einer Menge von Kernresonanzsignalen, wobei die Menge Signale umfaßt, die zumindest einer Anzahl der genannten refokussierenden HF-Impulse folgen,
• - wobei das Gerät weiterhin Mittel umfaßt zur Transformation der Menge von gemessenen Kernresonanzsignale in ein Bild und Mittel, die die Menge von Signalen vor der genannten Transformation ändern, um die Auswirkung von Abweichungen zwischen Istwerten und Nennwerten der Phasencodierung auf das genannte Bild zu verringern, wobei die Abweichungen auf refokussierenden HF-Impulsen und/oder geschalteten Gradientenmagnetfeldern beruhen, ist dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel, die die Menge von gemessenen Signalen ändern, weiterhin ausgebildet sind zum Messen von äquivalenten Signalen für einen wesentlichen Anteil der gemessenen Signale, um zwei Messungen für jeden Phasencodierungswert und die Mittelung der Messungen der Signale und der äquivalenten Signale für jeden Phasencodierungswert zu verschaffen, wobei die Differenz zwischen den Istphasen und den Nennphasen für die genannten · Signale und die genannten äquivalenten Signale im wesentlichen entgegengesetzt ist. Die Änderung der Menge von Messungen zur Reduktion von Artefakten hat als Vorteil, daß es nicht notwendig ist, die Konstruktion des MRI-Gerätes zu modifizieren. Insbesondere kann ein Abschirmen der Spulen zum Erzeugen der Gradientenmagnetfelder, um die Auswirkung von Wirbelströmen zu verringern, vermindert werden oder vollständig entfallen.
• Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in der Zeichnung dargestellt und werden im folgenden näher beschrieben. Es zeigen:
• Fig. 1 schematisch ein Kernresonanzabbildungsgerät, das für das erfindungsgemäße Verfahren geeignet ist;
• Fig. 2 eine Sequenz eines Anregungs-HF-Impulses, eine Vielzahl von refokussierenden HF-Impulsen, Gradientenmagnetfelder und das Auftreten von NMR- Signalen als Funktion der Zeit;
• Fig. 3a und 3b zwei Sequenzen von HF-Impulsen und Gradientenmagnetfeldern gemäß einer ersten Ausführungsform der Erfindung;
• Fig. 4a und 4b den relativen T&sub2;-Zerfall einer einzelnen Sequenz und von zwei kombinierten Sequenzen gemäß der ersten Ausführungsform;
• Fig. 5a und Sb den zentralen Teil des Modulus der Punktstreuungsfunktion für eine einzelne Sequenz und für zwei kombinierte Sequenzen gemäß der ersten Ausführungsform;
• Fig. 6a und 6b Sequenzen von HF-Impulsen und Gradientenmagnetfeldern gemäß einer anderen Ausführungsform der Erfindung;
• Fig. 7 eine Sequenz von HF-Impulsen und Gradientenmagnetfeldern gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung und
• Fig. 8a und 8b eine Veranschaulichung von Phasenänderungen zwischen verschiedenen NMR-Signalen.
• In Fig. 1 wird schematisch ein Kernresonanzgerät 1 dargestellt. Das Gerät umfaßt einen Satz Hauptmagnetspulen 2 zum Erzeugen eines stationären homogenen Hauptmagnetfeldes und mehrere Sätze von Gradientenspulen 3, 4 und 5, um zusätzliche Magnetfelder mit steuerbare Stärke, die einen Gradienten in einer gewählten Richtung haben, zu überlagern. Üblicherweise wird die Richtung des Hauptmagnetfeldes als z-Richtung bezeichnet, die beiden Richtungen senkrecht dazu als x- und y-Richtungen. Die Gradientenspulen werden über eine Stromversorgung 11 erregt. Das Gerät umfaßt weiterhin Emissionsmittel 6 zum Emittieren von Hochfrequenzimpulsen (HF- Impulsen) in Richtung eines Objektes oder Körpers 7, wobei die Abstrahlungsmittel mit Modulationsmitteln 8 zum Generieren und Modulieren der HF-Impulse gekoppelt sind. Auch sind Mittel vorgesehen zum Empfangen der NMR-Signale, diese Mittel können mit den Emissionsmitteln 6 identisch sein oder sie können gesondert sein. Wenn die Emissions- und Empfangsmittel identisch sind, wie in der Figur gezeigt, ist ein Sende- Empfangsschalter 9 angeordnet, um die empfangenen Signale von den zu emittierenden Impulsen zu trennen. Die empfangenen NMR-Signale werden Empfangs-und Demodulationsmitteln 10 eingegeben. Die Emissionsmittel 6 und 8 und die Stromversorgung 11 für die Gradientenspulen 3, 4 und 5 werden von einem Steuerungssystem 12 gesteuert, um eine zuvor bestimmte Sequenz von HF-Impulsen und Gradientenfeldimpulsen zu generieren. Das Demodulationsmittel ist mit einer Datenverarbeitungseinheit 14 gekoppelt, beispielsweise einem Computer, zur Transformation der empfangenen Signale in ein Bild, das beispielsweise auf einer visuellen Wiedergabeeinheit 15 sichtbar gemacht werden kann.
• Wenn das Kernresonanzgerät 1 in Betrieb genommen wird, während ein Objekt oder Körper 7 in das Magnetfeld eingebracht ist, wird ein kleiner Überschuß von Kerndipolmomenten (Kernspins) in dem Körper in Richtung des Magnetfeldes ausgerichtet sein. Im Gleichgewicht bewirkt dies eine Nettomagnetisierung M&sub0; im Material des Körpers 7, parallel zum Magnetfeld gerichtet. In dem Gerät 1 wird die makroskopische Magnetisierung M&sub0; durch Bestrahlung des Körpers mit HF-Impulsen mit einer Frequenz gleich der Larmorfrequenz der Kerne manipuliert, wobei die Kerndipolmomente in einen angeregten Zustand gebracht werden und die Magnetisierung M&sub0; neu orientiert wird. Durch Anlegen der richtigen HF-Impulse wird eine Drehung der makroskopischen Magnetisierung erhalten, wobei der Drehwinkel Flipwinkel genannt wird. Die Einführung von Veränderungen in dem Magnetfeld durch Anlegen von Gradientenmagnetfel dem beeinflußt das Verhalten der Magnetisierung lokal. Nach Anlegen von HF-Impulsen wird die geänderte Magnetisierung danach streben, in einen Zustand thermischen Gleichgewichts im Magnetfeld zurückzukehren, wobei in dem Prozeß Strahlung emittiert wird. Eine wohlgewählte Sequenz von HF-Impulsen und Gradientenfeldimpulsen bewirkt, daß diese Strahlung als NMR-Signale emittiert wird, die Informationen über die Dichte eines bestimmten Kerntyps verschaffen, beispielsweise Wasserstoffkerne, und die Substanz, in der sie auftreten. Durch Analyse der emittierten Signale und Darstellung in Form von Bildern kann Information über die innere Struktur des Objektes oder Körpers 7 erhalten werden. Für eine detailliertere Beschreibung der Kernresonanzabbildung (MRI) und MRI-Einrichtungen sei auf die ausführliche Literatur zu diesem Thema verwiesen, beispielsweise auf das Buch "Practical NMR Imaging", von M. A. Foster und J. M. S. Hutchinson, 1987, IRL Press.
• Fig. 2 zeigt eine bekannte Sequenz von HF-Impulsen und Magnetfeldgradienten, um mehrfache Spinecho-NMR-Signale zu erhalten, die einem einzelnen Anregungsimpuls folgen. In der oberen Zeile RF wird der Beginn der Sequenz mit einem Anregungs-HF-Impuls 21 angegeben, der einen Flipwinkel a hat, nach einem Intervall τ gefolgt von einem ersten refokussierenden HF-Impuls 22 mit einem Flipwinkel β. Normalerweise sind die Werte von α und β 90º bzw. 180º. Auf den Anregungs- HF-Impuls 21 folgend wird ein "freier Induktionszerfall"(FID)-Kernresonanzsignal 61, auf der unteren Zeile mit NMR angegeben, generiert, das schnell erstirbt, wenn die einzelnen Präzession aufweisenden magnetischen Kerndipolmomente infolge lokaler Variationen des Magnetfeldes die Phasenkohärenz verlieren. Der refokussierende HF-Impuls 22 kehrt die Richtung dieser einzelnen magnetischen Dipolmomente um, ohne das lokale Magnetfeld zu beeinflussen. Daher wird die Dephasierung in eine Rephasierung umgekehrt, was nach einem gleichen Intervall T&sub1; zum Auftreten eines NMR-Spinechosignals 62 führt. Nach dem Spinechosignal 62 dephasieren die Dipolmomente wiederum. Wiederholung von refokussierenden HF-Impulsen 23, 24, 25 und 25 bewirkt aufeinanderfolgende Umkehrungen der Dephasierung und das wiederholte Auftreten von NMR-Spinechosignalen 63, 64, 65 und 66. Infolge nicht kompensierter Effekte, hauptsächlich Spin-Spin-Relaxation mit einer Zeitkonstante T&sub2;, nimmt die Größe aufeinanderfolgender Echos mit der Zeit ab. Die Intervallängen τ&sub2;, τ&sub3;, τ&sub4; und τ&sub5; zwischen einem NMR-Signal und dem folgenden refokussierenden HF-Impuls werden normalerweise gleich lang gewählt.
• Die Wirkung der HF-Impulse wird für einen Teil des Körpers 7 selektiv gemacht, indem gleichzeitig mit den HF-Impulsen ein Schichtselektionsgradient angelegt wird, der in der Figur auf der zweiten Zeile GS angedeutet wird. Wie durch 31 angedeutet wird, wird der Schichtselektionsgradient zuerst während des Anregungs-HF- Impulses 21 angelegt. Die durch diesen ersten Gradienten 31 bewirkte Dephasierung wird durch einen entgegengesetzten Gradienten 31' kompensiert. Auch während des Anlegens der refokussierenden HF-Impulse 22-26 werden Schichtselektionsgradienten 32-36 eingeschaltet. Zur Positionsbestimmung innerhalb der gewählten Schicht werden Phasencodierungsgradientenimpulse 42, 43, 44, 45 und 46 mit der Gradientenrichtung innerhalb der selektierten Schicht, angedeutet auf der dritten Zeile Gp, in dem Intervall zwischen dem HF-Impuls und den NMR-Spinechosignalen 62, 63, 64, 65 und 66 angelegt. Zusätzlich werden Frequenzcodierungs- oder Lesegradienten 52, 53, 54, 55 und 56, auf der vierten Zeile Gr angedeutet, mit einer Gradientenrichtung ebenfalls innerhalb der selektierten Schicht, aber senkrecht zur Gradientenrichtung des Phasencodierungsfeldes, während des Auftretens der Spinechosignale eingeschaltet. Die Dephasierungseffekte der Phasencodierungsgradienten werden nach dem Auftreten der Spinechosignale durch Anlegen weitere Gradientenfeldimpulse 42', 43', 44', 45' mit der gleichen zeitintegrierten Größe, aber im Vergleich zu den vorhergehenden Gradientenimpulsen 42, 43, 44 bzw. 45 mit entgegengesetzter Gradientenrichtung, beseitigt. Der Dephasierungseffekt der Lesegradienten 52, 53, 54, 55 und 56 wird durch die refokussierenden HF-Impulse kompensiert. Ein anfänglicher Dephasierungsgradient 51, der dem ersten refokussierenden HF-Impuls 22 vorangeht, ist dann notwendig, dieser anfängliche Dephasierungsgradient 51 hat die halbe zeitintegrierte Größe der Lesegradienten 52, 53, 54, 55 und 56.
• Alternativ kann statt einer Schicht ein Volumenteil des Körpers selektiert werden. In diesem Fall braucht der Schichtselektionsgradient GS nicht vorhanden zu sein oder kann an die Selektion eines dicken Abschnitts des Körpers angepaßt sein. Zusätzlich zu den genannten Gradientenfeldern wird ein zweites Phasencodierungsgradientenmagnetfeld Gp, angelegt, das eine Gradientenrichtung senkrecht zu den Gradientenrichtungen des ersten Phasencodierungsfeldes Gp und des Lesegradientenfeldes Gr hat. Wie das erste Phasencodierungsfeld Gp wird das zweite Gradientencodierungsfeld als Serie von Gradientenimpulsen 72, 73, 74, 75, 76 angelegt, den HF-Impulsen folgend, und kompensierenden Gradientenimpulsen 72', 73', 74', 75', den NMR Signalen folgend.
• Wie durch horizontale Linien in den Gradientenimpulsen 72-76 und 72'-76' angedeutet wird, wird die Größe der zweiten Phasencodierungsgradientenimpulse konstant gehalten, wenn die ersten Phasencodierungsgradientenimpulse variiert werden. Alternativ können die ersten Phasencodierungsgradientenimpulse 42-46 und 42'-45'-konstant gehalten werden und die zweiten Phasencodierungsgradientenimpulse innerhalb einer Sequenz variiert werden. Im weiteren werden die Ausführungsformen der Erfindung in dem zweidimensionalen Schichtselektionsmodus beschrieben. Eine Erweiterung zur dreidimensionalen Volumenabbildung durch Anlegen eines zweiten Phasencodierungsfeldes ist jedoch genauso gut möglich.
• Nach Erfassen der NMR-Signale, beispielsweise 256 Spinechosignale jeweils mit einem anderen Phasencodierungswert und jeweils 246 mal abgetastet, wird der gesamte Satz Messungen mittels einer Fourier-Transformation (FT) in ein Bild umgewandelt. Infolge der oben beschriebenen Prozedur können in dem resultierenden Bild zwei Arten von Bildfehlern auftreten. Der erste ist, daß die Signalgröße von nachfolgenden NMR-Signalen in einer Sequenz infolge von Spin-Spin-Relaxation, dem T&sub2;- Zerfall, kleiner wird, dies bewirkt Unschärfe in dem resultierenden Bild. Eine zweite, und wenn sie auftritt, wichtigere Quelle von Bildfehlern ist, daß Unvollkommenheiten in den geschalteten Gradientenmagnetfeldimpulsen und den refokussierenden HF-Impulsen Restphaseneffekte in den Spins bewirken. Diese Restphaseneffekte verschaffen eine falsche Positionsinformation und zeigen sich als Artefakte und Geister in dem Bild nach der Fouriertransformation.
• Die von den refokussierenden HF-Impulsen bewirkten Restphaseneffekte beruhen auf dem Vorhandensein des Schichtselektionsgradienten, der verhindert, daß ein gleichmäßiger Flipwinkel β über die gesamte Dicke der selektierten Schicht auftritt. Die Unvollkommenheiten in den Gradientenmagnetfeldimpulsen beruhen auf Zeitfehlern und Wirbelströmen in den Gradientenspulen zum Erzeugen der Gradientenfelder. Diese Zeitfehler und Wirbelströme beeinflussen die zeitintegrierte Größe der Gradientenimpulse. Folglich bleibt ein gewisses Restgradientenfeld nach jedem Meßzyklus erhalten, wobei das Restgradientenfeld einen zusätzlichen und unerwünschten Phasencodierungseffekt bewirkt.
• In den Fig. 3a und 3b werden zwei Sequenzen von HF-Impulsen und Gradientenmagnetfeldimpulsen zum Erhalten von NMR-Signalen gemäß einer ersten Ausführungsform der Erfindung gezeigt. Da mit Ausnahme des Phasencodierungsgra dienten Gp die Sequenzen zu der in Fig. 2 gezeigten Sequenz identisch sind, werden nur die Gp-Gradienten und die HF-Impulse gezeigt. Nur die ersten und letzten paar HF- Impulse und zugehörige Gradientenimpulse werden angedeutet. Die Sequenz der Phasencodierungsgradientenimpulse 242, 243, ..., 248 und 249, gezeigt in Fig. 3a, ist linear abnehmend. Die Sequenz von Fig. 3b hat linear zunehmende Phasencodierungsgradientenimpulse 342, 343, ..., 348 und 349, wobei die Phasencodierungen in den beiden Ketten zeitlich umgekehrte Kopien voneinander sind. Nach Ausführung beider Sequenzen gibt es für jeden Phasencodierungswert zwei Messungen. Wenn die Sequenzen eine gerade Anzahl fokussierender HF-Impulse haben, folgt eine der zwei Messungen auf einen HF-Impuls mit einer geraden und eine mit einer ungeraden Rangnummer. Folglich ist der von den unvollkommenen HF-Impulsen und geschalteten Gradientenfeldern bewirkte Phasenfehler in erster Linie entgegengesetzt und die Auswirkung von zwei Messungen ist, daß die Fehler sich weitgehend aufheben. Ein zweiter Effekt ist, daß der T&sub2;-Zerfall, der im Lauf einer Sequenz auftritt, kompensiert wird, wenn eine Messung in der ersten Hälfte eine Sequenz ausgeführt wird und eine in der zweiten Hälfte.
• In den Fig. 4a und 4b wird der relative T&sub2;-Zerfall A(ky) einer einzelnen Sequenz und zweier kombinierter zeitumgekehrter Sequenzen als Funktion des Phasencodierungswertes ky gezeigt, für 128 verschiedene Phasencodierungswerte, die in einer Reihe von verschachtelten Sequenzen bestimmt worden sind. Wie erwartet zeigt die kombinierte zeitumgekehrte Sequenz viel weniger Amplitudenvariation. In den Fig. 5a und Sb wird der zentrale Teil des Modulus der Punktstreuungsfunktion für beide Fälle gezeigt. Wie zu erkennen ist, führt die Kombination von zwei zeitumgekehrten Sequenzen zu einem erheblich schmaleren PSF(y). Dies deutet an, daß in dem resultierenden Bild Artefakte und Unschärfe infolge der Phasenabweichungen und des T&sub2;-Zerfalls weitgehend beseitigt worden sind. Eine Untersuchung des Real- und Imaginärteils von PSF(y) zeigt, daß der Imaginärteil von PSF(y) stark verringert ist.
• Fig. 6a und 6b zeigen zwei Sequenzen von HF-Impulsen und Gradientenmagnetfeldimpulsen zum Erhalten von NMR-Signalen gemäß einer anderen Ausführungsform der Erfindung. Wie in den Fig. 3a und 3b werden nur die Gp Gradienten und die HF-Impulse gezeigt, wobei die anderen Gradientenmagnetfelder identisch zu denen in Fig. 2 gezeigten sind. Nur die ersten wenigen HF-Impulse und zugehörigen Gradientenfeldimpulse werden angegeben. Die Sequenz von in Fig. 6 gezeigten Pha sencodierungsgradientenimpulsen 442, 443, 444... ist identisch zu der in Fig. 2 gezeigten Sequenz. In der Sequenz von Fig. 6b sind die Phasencodierungsgradientenimpulse 542, 543, 544, ... im Vergleich zu der früheren Sequenz paarweise vertauscht. Der erste (zweite) Phasencodierungsgradientenimpuls 542 (543) in der zweiten Sequenz ist dabei gleich dem zweiten (ersten) Phasencodierungsgradientenimpuls 443 (442) in der ersten Sequenz, der dritte (vierte) Phasencodierungsgradientenimpuls 544 (545) in der zweiten Sequenz ist dabei gleich dem vierten (dritten) Phasencodierungsgradientenimpuls 445 (444) in der ersten Sequenz usw. Nach Ausführen beider Sequenzen gibt es zwei Messungen für jeden Phasencodierungswert, wobei eine auf einen HF-Impuls mit gerader und eine mit einer ungerader Rangnummer folgt. Wenn die Anzahl Messungen ungerade ist, kann dieses Verfahren immer noch verwendet werden, indem die letzte Messung unvertauscht bleibt. Wie in den Sequenzen der Fig. 3a und 3b heben sich die durch unvollkomene HF-Impulse und geschaltete Gradientenfelder bewirkten Phasenfehler weitgehend auf. Obwohl die gemessenen NMR-Signale eine größere Amplitudenänderung infolge des T&sub2;-Zerfalls haben, liefert die Ausführungsform in dem Fall, daß die Phasenänderung komplizierter ist als eine einfacher Wechsel, beispielsweise infolge von Schwebung, die einen Phasenänderungseffekt über einen längeren Abschnitt einer Sequenz bewirkt, bessere Ergebnisse. Beispiele für ein solches Verhalten werden in den Fig. 8a und 8b gezeigt, wobei die Kurve 104 ein Schwebungsmuster mit Knoten nahe den Echozahlen 13 und 26 aufweist. In Fig. 7 wird eine weitere Ausführungsform gezeigt. Wie zuvor werden nur die ersten wenigen HF-Impulse und Phasencodierungsgradientenimpulse angegeben. In dieser Ausführungsform wird eine vorzugsweise gerade Anzahl von Messungen mit identischen Phasencodierungsgradienten hintereinander ausgeführt. In Fig. 7 ist die Anzahl zwei. Die ersten beiden Phasencodierungsgradientenimpulse 642 und 643 haben identische Werte, ebenso wie die zweiten beiden 644 und 645 usw. Da die Größe der Gradientenimpulse sich nur allmählich verändert, wird der Effekt von Wirbelströmen auf die Phase der Kernspins weitgehend wegen des refokussierenden Effektes der refokussierenden HF-Impulse kompensiert.
• Die Fig. 8a und 8b veranschaulichen Phasenänderungen, die in einer Sequenz beim Messen von NMR-Signalen auftreten können. Eine Datenerfassungssequenz, beispielsweise eine herkömmliche Sequenz wie in Fig. 2 gezeigt oder eine abgewandelte Sequenz wie vorstehend beschrieben, umfaßt Phasenverschiebungen auf der Ebene der Kerndipolmomente, welche Phasenverschiebungen von Systemunvollkom menheiten bewirkt werden, wie Phasenfehler in den HF-Impulsen oder Wirbelströmen. Da der Flipwinkel der refokussierenden HF-Impulse nicht exakt 180º beträgt, bewirken die Unvollkommenheiten Oszillationen in der NMR-Signalphase. Die Oszillationen werden mit zunehmender Rangnummer des gemessenen NMR-Signals kleiner. Die gleiche Art von Oszillationen tritt auf, wenn der Flipwinkel der refokussierenden HF-Impulse sich von 180º unterscheidet. In Fig. 3a verbindet die Kurve 101 die Phasen von NMR- Spinechosignalen, die in einer Sequenz auftreten, in der eine Phasenabweichung von 10º zwischen dem Anregungs-HF-Impuls und den refokussierenden HF-Impulsen auftritt und in der die refokussierenden HF-Impulse einen Flipwinkel von 175º haben. Die Kurve 102 zeigt das Phasenverhalten für Messungen mit einem Flipwinkel des refokussierenden HF-Impulses von 170º und auch eine Phasenabweichung von 10º zwischen Anregungs- und refokussierenden HF-Impulsen. Da der Flipwinkel der refokussierenden Impulse nicht sehr gut bestimmt ist, sondern eine Verteilung eines stetigen Bereiches von Flipwinkeln ist, geht der gesamte Beitrag schnell gegen null. Dies wird in Fig. 8b veranschaulicht, die den Cosinus des gesamten Phasenbeitrages cos(φ) für eine Anzahl verschiedener Flipwinkel als Funktion des Phasencodierungswertes k3, zeigt. Da die ky- Werte verschachtelt und mit den Echos zunehmend gewählt werden, hängt der ky,-Wert eng mit der Echozahl zusammen.

Claims (6)

1. Verfahren zur Kernresonanzabbildung eines in ein stationäres und nahezu homogenes Hauptmagnetfeld eingebrachten Körpers, wobei das Verfahren umfaßt

- das Anlegen eines Anregungshochfrequenzimpulses (HF-Impuls), zur Anregung von Kerndipolmomenten in zumindest einem Teil des Körpers,

- das Anlegen einer Vielzahl von refokussierenden HF-Impulsen, die dem genannten Anregungs-HF-Impuls folgen, und von Gradientenmagetfeldern zum Generieren von positionsabhängigen Kernresonanzsignalen in dem angeregten Teil, wobei die Gradientenmagnetfelder und/oder refokussierenden HF-Impulse Phasencodierung von Kerndipolmomenten mit Phasencodierungsistwerten verschaffen, die Abweichungen von Phasencodierungsnennwerten haben,

- die Messung einer Menge von Kernresonanzsignalen, wobei die Menge Signale umfaßt, die zumindest einer Anzahl der genannten refokussierenden HF-Impulse folgen,

- die Transformation der genannten Menge von gemessenen Kernresonanzsignale in ein Bild, wobei die Menge von Signalen vor der genannten Transformation geändert wird, um die Auswirkung der Abweichungen zwischen den genannten Istwerten und Nennwerten der Phasencodierung auf das genannte Bild zu verringern, dadurch gekennzeichnet, daß die Änderung der Menge von gemessenen Signalen das Messen von äquivalenten Signalen für einen wesentlichen Anteil der gemessenen Signale umfaßt, um zwei Messungen für jeden Phasencodierungswert und die Mittelung der Messungen des Signals und des äquivalenten Signals für jeden Phasencodierungswert zu verschaffen, wobei die Differenz zwischen den Istphasen und den Nennphasen für die genannten Signale und die genannten äquivalenten Signale im wesentlichen entgegengesetzt ist.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem Signale in einer Vielzahl von Sequenzen gemessen werden, wobei jede Sequenz einen Anregungs-HF-Impuls, eine Vielzahl von refokussierenden HF-Impulsen abgewechselt mit Messungen von Kernresonanzsignalen und geschaltete Gradientenmagnetfelder zur Phasencodierung umfaßt, bei dem für einen wesentlichen Anteil der Sequenzen eine äquivalente Sequenz ausgeführt wird, in der die gleichen Gradientenmagnetfelder in zeitlich umgekehrter Reihenfolge zur zeitlich umgekehrten Detektion äquivalenter gemessener Signale an den Körper angelegt werden, wobei der gleiche Phasencodierungswert in einer Sequenz in einer ungeraden Rangnummer und in der äquivalenten Sequenz in einer geraden Rangnummer auftritt.

3. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem Signale in einer Vielzahl von Sequenzen gemessen werden, wobei jede Sequenz einen Anregungs-HF-Impuls, eine Vielzahl von refokussierenden HF-Impulsen abgewechselt mit Messungen von Kernresonanzsignalen und geschaltete Gradientenmagnetfelder zur Phasencodierung umfaßt, wobei die äquivalenten Messungen in einer äquivalenten Sequenz erhalten werden, in der die gleichen Gradientenmagnetfelder in paarweise vertauschter Reihenfolge an den Körper gelegt werden:

4. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die äquivalenten Messungen mit dem gleichen Gradientenmagnetfeld und auf nachfolgende refokussierende HF-Impulse folgend erhalten werden.

5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die refokussierenden HF-Impulse einen von 180º abweichenden Wert haben, und vorzugsweise einen Wert um 150º.

6. Gerät zur Kernresonanzabbildung eines in ein stationäres und nahezu homogenes Hauptmagnetfeld eingebrachten Körpers (7) gemäß einem Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Gerät Mittel zum Aufbauen des Hauptmagnetfeldes (2), Mittel zum Erzeugen von dem Hauptmagnetfeld überlagerten Gradientenmagnetfeldern (3, 4, 5), Mittel (6, 8) zum Abstrahlen von HF-Impulsen hin zu einem in das Hauptmagnetfeld eingebrachten Körper (7), Steuerungsmittel (12) zum Ansteuern der Erzeugung der Gradientenmagnetfelder und der HF-Impulse, und Mittel zum Empfangen (6, 10) und Abtasten von Kernresonanzsignalen, die von Sequenzen von HF-Impulsen und geschalteten Gradientenmagnetfeldern generiert worden sind, wobei die genannten Steuerungsmittel (12) ausgebildet sind,

- um einen Anregungshochfrequenzimpuls (HF-Impuls) zur Anregung von Kerndipolmomenten in zumindest einem Teil des Körpers anzulegen,

- um eine Vielzahl von refokussierenden HF-Impulsen, die dem genannten Anregungs-HF-Impuls folgen, sowie Gradientenmagnetfelder zum Generieren positionsabhängiger Kernresonanzsignale in dem angeregten Teil anzulegen,

- zum Messen einer Menge von Kernresonanzsignalen, wobei die Menge Signale umfaßt, die zumindest einer Anzahl der genannten refokussierenden HF-Impulse folgen,

- wobei das Gerät weiterhin Mittel umfaßt zur Transformation der Menge von gemessenen Kernresonanzsignale in ein Bild und Mittel, die die Menge von Signalen vor der genannten Transformation ändern, um die Auswirkung von Abweichungen zwischen Istwerten und Nennwerten der Phasencodierung auf das genannte Bild zu verringern, wobei die Abweichungen auf refokussierenden HF-Impulsen und/ oder geschalteten Gradientenmagnetfeldern beruhen, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel, die die Menge von gemessenen Signalen ändern, weiterhin ausgebildet sind zum Messen von äquivalenten Signalen für einen wesentlichen Anteil der gemessenen Signale, um zwei Messungen für jeden Phasencodierungswert und die Mittelung der Messungen der Signale und der äquivalenten Signale für jeden Phasencodierungswert zu verschaffen, wobei die Differenz zwischen den Istphasen und den Nennphasen für die genannten Signale und die genannten äquivalenten Signale im wesentlichen entgegengesetzt ist.