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Die Erfindung betrifft Bilderzeugungsverfahren mittels
magnetischer Kernresonanz, die im folgenden NMR (nuclear
magnetic resonance) genannt wird.
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Die Verwendung schneller Datenakquisitionsmethoden
bei der NMR-Bilderzeugung bietet in klinischer Hinsicht
Vorteile wie erhöhten Patientendurchgang, verbesserten
Patientenkomfort und Verminderung bewegungsbezogener
Bildartefakte aufgrund verminderter Abtastzeiten.
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Die SFP-NMR-Technik, wobei SFP für stationäre freie
Präzession (Steady-state Free Precession) steht, beinhaltet
die Anregung einer geeigneten Probe unter normalen
NMR-Bedingungen mit einem Zug phasenkohärenter Radio- oder
Hochfrequenzimpulse, im folgenden HF-Impulse genannt, und zwar
derart, daß der Impulsabstand kleiner als die Parameter oder
Eigenschaften T&sub1; und T&sub2; der Probe oder damit vergleichbar
ist.
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Ein Ziel der Erfindung ist es, ein
SFP-NMR-Bilderzeugungsverfahren vorzusehen, das es gestattet, die NMR-
Daten schneller zu akquirieren oder zu erfassen.
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Nach der Erfindung ist vorgesehen ein
Bilderzeugungsverfahren mittels magnetischer Kernresonanz enthaltend den
Schritt des Anlegens eines Zuges phasenkohärenter
Hochfrequenzimpulse an einen Körper in Gegenwart eines
stationären Magnetfeldes, das eine Gleichgewichtsachse
magnetischer Ausrichtung in dem Körper definiert, um stationäre
magnetische Kernspins in einem zu untersuchenden Bereich
des Körpers anzuregen, wobei nach jedem solchen
Hochfrequenzimpuls wenigstens zwei codierende Magnetfeldgradienten
angelegt werden, um die angeregten Spins zu codieren, und
die codierten Spins erfaßt und verwendet werden, um ein Bild
des Bereiches zu rekonstruieren, dadurch gekennzeichnet, daß
nach jeder solchen Erfassung eine von Null abweichende
Anzahl wieder in Phase setzender Magnetfeldgradienten, die
kleiner als die Anzahl der codierenden Gradienten ist,
angelegt wird, um zu bewirken, daß bis zu der Zeit, bei der
der nächste Hochfrequenzimpuls angelegt wird, die Spins
wieder in Phase gesetzt sind.
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Ein Verfahren, wie es von der Erfindung vorgesehen
ist, bei dem aber ein wieder in Phase setzender Gradient
in bezug auf jeden und alle codierenden Gradienten
angewendet wird, ist beschrieben in Electromedica, Band 54, Nr. 1,
April 1986, Seiten 15 bis 18; A. Oppelt und andere: "FISP:
Eine neue schnelle Pulssequenz für die Kernspintomographie".
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Zwei Verfahren werden jetzt unter Bezugnahme auf die
beigefügten Zeichnungen beschrieben. Es zeigen:
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Fig. 1 eine Sequenz für eine zweidimensionale, d. h.
Schichtbilderzeugung,
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Fig. 2 eine Impulssequenz für eine dreidimensionale,
d. h. Volumenbilderzeugung, und
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Fig. 3, 4 und 5, wie die Sequenz von Fig. 1 und 2
miteinander verbunden sind, um eine vollständige
Bilderzeugungssequenz auszuführen.
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Wie in der gesamten SFP-Technik umfassen die
grundsätzlich zu beschreibenden Verfahren die Anwendung eines
Zuges kohärenter HF-Impulse in Gegenwart eines
gleichförmigen oder stationären Magnetfeldes, das eine
Gleichgewichtsachse magnetischer Ausrichtung in einem zu untersuchenden
Körper definiert, um dadurch in einem ausgewählten Bereich
des zu untersuchenden Körpers Spins anzuregen. Zwischen
jedem benachbarten Paar von Impulsen des Impuls Zuges
werden Magnetfeldgradienten angelegt, und zwar einmal um die
Spins zu codieren und den nachfolgend erfaßten Spins eine
Rauminformation zu verleihen, so daß es dadurch gestattet
ist, aus den erfaßten Spins ein Bild zu rekonstruieren,
und dann um bis zum Zeitpunkt des Auftretens des nächsten
HF-Impulses ein Wiederinphasebringen der Spins zu
erreichen. Die angelegten HF-Impulse halten dann das Material
des zur Prüfung ausgewählten Körpers in einem
gleichförmigen oder stationären Anregungszustand, wie es benötigt wird.
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Die angelegten Gradienten hängen von dem zu
untersuchenden Bereich und der anzuwendenden
Bildrekonstruktionsmethode ab.
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Unter Bezugnahme auf Fig. 1, wo eine ausgewählte
Schicht unter Anwendung einer Bildrekonstruktionstechnik
mittels zweidimensionaler Fourier-Transformation (2DFT)
untersucht werden soll, wird jeder HF-Impuls 1 während
eines Schichtauswahlmagnetfeldimpulses 3 angelegt,
wodurch ein Gradient dem stationären oder gleichförmigen
Magnetfeld auferlegt wird, das eine Gleichgewichtsachse
magnetischer Ausrichtung im Körper definiert, und zwar in
einer Richtung senkrecht zur Ebene der Schicht. Die HF-
und Gradientenimpulse 1 und 3 sind so gewählt, daß die
Larmor-Frequenz ausgewählter Protonen oder anderer
Kernarten in der ausgewählten Schicht unter dem angelegten
Gradientenmagnetfeld bei der Frequenz der HF-Impulse ist.
Im Ergebnis werden daher Kernspins vorzugsweise in der
ausgewählten Schicht angeregt.
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Im Anschluß an den Gradientenimpuls 3 wird ein
Gradientenimpuls 5 umgekehrter Richtung angelegt, um in
der ausgewählten Schicht die Spins wieder in Phase zu
bringen, um dem Außerphasebringen aufgrund des Gradienten
an der Schicht während der Anregung zu begegnen.
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Gleichzeitig wird ein phasencodierender
Magnetfeldimpuls 7 mit einem Gradienten in einer ersten Richtung in
der Ebene der Schicht angelegt, um die angeregten Spins
phasenzucodieren.
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Zusätzlich wird ein weiterer Gradientenimpuls in
einer zweiten Richtung in der Ebene der Schicht senkrecht
zur ersten Richtung angelegt. Nach Beendigung des
phasencodierenden Impuls es 7 wird der Gradientenimpuls 9 durch
einen frequenzcodierenden Lesegradientenimpuls 11
umgekehrter Richtung ersetzt, der während der Erfassung des
FID-Signals 13 aufrechterhalten bleibt, wobei FID (free
induction decay) freier Induktionsabfall bedeutet. Nach
der Erfassung des FID-Signals 13 werden
Magnetfeldgradientenimpulse 15 und 17 angelegt, die dem
Lesegradientenimpuls 11 bzw. dem phasencodierenden Impuls 7 entsprechen,
jedoch von entgegengesetzter Richtung sind, um zur Zeit
der Anlegung des nächsten HF-Impulses die Spins im
wesentlichen wieder vollständig in Phase zu bringen, so daß die
Sequenz wiederholt werden kann.
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Es sei bemerkt, daß der Gradientenimpuls 9, der dem
Lesegradientenimpuls 11 vorausgeht, in einer bekannten
Weise eine Kompensation für das Außerphaselaufen der Spins
während des Anlegens des Gradientenimpulses 11 vorsieht.
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Bei einer Abwandlung der Sequenz von Fig. 1 wird ein
Schichtauswahlrichtungsgradientenimpuls nach dem Auslesen
in einem solchen Sinn angelegt, d. h. im selben Sinn wie
derjenige des Impulses 5, um eine Kompensation gegen ein
Außerphaselaufen von Spins während desjenigen Teils des
nächsten Impulses 3 vorzusehen, der dem Zentrum des
nächsten HF-Impulses 1 vorausgeht.
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Unter Bezugnahme auf Fig. 2, wo ein dreidimensionales
Volumen des Körpers unter Anwendung eines
3DFT-Bildrekonstruktionsverfahrens untersucht werden soll, wird jeder
HF-Impuls 19 bei Abwesenheit irgendeines Gradienten
angelegt, um im gesamten Körper anstatt nur in einer Schicht
des Körpers Spins anzuregen. Zwei phasencodierende Impulse
21 und 23 und ein weiterer Gradientenimpuls 25 werden
unmittelbar nach dem HF-Impuls 19 angelegt, und während der
Erfassung des FID-Signals 29 wird der Impuls 25 durch
einen Lesegradientenimpuls 27 umgekehrter Richtung ersetzt.
Nach der Signalerfassung werden Gradientenimpulse 31, 33
und 35 angelegt, die dem Lesegradientenimpuls 27, dem
phasencodierenden Impuls 21 bzw. dem phasencodierenden
Impuls 23 entsprechen, jedoch jeweils entgegengesetzter
Richtung sind, um zur Zeit des Anlegens des nächsten HF-
Impulses die Spins wieder in Phase zu bringen.
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Nach der Erfindung sind die unter Bezugnahme auf
Fig. 1 und 2 beschriebenen Verfahren dahingehend
modifiziert, daß lediglich die wieder in Phase bringenden
Magnetfeldgradientenimpulse 17, 33 und 35 in bezug auf die
phasencodierenden Gradienten 7, 21 und 23 nach der
Erfassung angelegt werden und die wieder in Phase bringenden
Lesegradientenimpulse 15 und 31 weggelassen sind, ohne daß
es dabei zu einer beachtlichen Verschlechterung im
resultierenden Bild kommt.
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Nunmehr unter Bezugnahme auf Fig. 3 wird in der
ersten vollständigen Bilderzeugungssequenz, die zu
beschreiben ist, zunächst ein Block 37 aus einer Anzahl von
Zyklen ausgeführt, beispielsweise 20 bis 50 Zyklen, und
zwar Zyklen einer Sequenz, wie es in Fig. 1 oder Fig. 2
gezeigt ist, jedoch ohne Lese- und phasencodierende
Gradientenimpulse oder Erfassung des FID-Signals, so daß es
sich um Blind- oder Dummy-Zyklen handelt. Dies dient dazu,
um stationäre oder gleichförmige Bedingungen in dem zu
untersuchenden Bereich des Körpers zu schaffen.
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Dann beginnt die Datenakquisition. Diese enthält die
Ausführung eines Blocks 39 aus einer Anzahl Zyklen,
beispielsweise 10 bis 100, und zwar aus der Sequenz, die
in Fig. 1 oder Fig. 2 gezeigt ist, mit einem ersten Wert
für den oder jeden phasencodierenden Gradienten, wobei
die resultierenden FID-Signale gemittelt und gespeichert
werden. Dieser Prozeß wird dann für jeden anderen Wert
des phasencodierenden Gradienten oder der phasencodierenden
Gradienten wiederholt, die benötigt werden, um die
Rekonstruktion eines Bildes gewünschter Auflösung aus den
gespeicherten gemittelten FID-Signalen in bekannter Weise
zu ermöglichen. Typischerweise dauert jede Sequenz, wie
sie in Fig. 1 und 2 gezeigt ist, etwa 20 ms. Für 256
verschiedene Werte des phasencodierenden Gradienten und mit
einer Mittelwertbildung von 16 FID-Signalen für jeden Wert
des phasencodierenden Gradienten ist eine
Gesamtdatensammelzeit von etwa 82 s erforderlich. Die Datensammelzeit
kann man unter Weglassung von Signalmittelwertbildungen
als Grenzwert auf etwa 6 s vermindern.
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Bei der zweiten vollständigen Bilderzeugungssequenz,
die beschrieben werden soll, wird eine Reihe vollständiger
Bilder erworben, wenn entweder von einem Gleichgewichts-
oder Sättigungszustand aus eine Annäherung an
gleichförmige oder stationäre Bedingungen erfolgt.
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Wenn unter Bezugnahme auf Fig. 4 ein Nähern von
Sättigungsbedingungen aus benötigt wird, beginnt das
Verfahren mit irgendeiner geeigneten bekannten Sequenz, um
Sättigungsbedingungen zu erstellen, wie es bei 41 in Fig. 4
gezeigt ist. Dann wird ein Block 43 aus n Sequenzen 45
ausgeführt, wobei n die Anzahl von erforderlichen verschiedenen
vollständigen Bildern ist und jede Sequenz 45 von der in
Fig. 1 oder Fig. 2 gezeigten Form ist, wie es benötigt
wird, und jede Sequenz 45 denselben Wert für den oder jeden
phasencodierenden Gradienten verwendet, wie es im Detail
in Fig. 5 gezeigt ist.
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Einen Zeitraum 47 von 1 bis 2 s läßt man dann
ablaufen, um wieder Gleichgewicht herzustellen, falls es
erforderlich ist. Der Block 43 aus den Sequenzen 45 gefolgt von
einer Relaxationszeit 47, falls erforderlich, wird dann
wiederholt, und zwar unter Vorschaltung einer
Sättigungssequenz 41, falls erforderlich, für jeden erforderlichen
verschiedenen Wert des phasencodierenden Gradienten oder
der phasencodierenden Gradienten.
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Unter Verwendung der FID-Signale, die man aus der
ersten Sequenz 45 in jedem Block 43 von Sequenzen erhält,
wird dann ein erstes Bild konstruiert, und ein zweites
Bild wird konstruiert unter Verwendung der FID-Signale,
die man von der zweiten Sequenz 45 in jedem Block 43 erhält,
usw., wobei sich n verschiedene Bilder jeweils unter einer
anderen Bedingung zwischen dem Gleichgewicht oder der
Sättigung und dem stationären Zustand ergeben.
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Es sei bemerkt, daß, wenn es erwünscht ist, mehr als
ein Sequenzblock 43 für jeden Wert des phasencodierenden
Gradienten ausgeführt werden kann und die resultierenden
erfaßten FID-Signale für die verschiedenen Sequenzen 45
in jedem Block 43 jeweils gemittelt werden können, um das
Signal-Rausch-Verhältnis zu verbessern.
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Es sei bemerkt, daß bei einem
Bilderzeugungsverfahren gemäß der Erfindung, es wesentlich ist, daß die HF-
Impulse phasenkohärent sind. Die HF-Impulse können aber
alle von derselben Phase oder von einer Sequenz zur
nächsten phasengeändert sein (d. h. 0, dann 180º, oder -90º,
dann +90º). Die erfaßten Signale sind relativ unempfindlich
gegenüber HF-Impulswinkel zwischen etwa 50º und 100º, wobei
sich das verfügbare Signal nur um etwa 10% über diesen
Bereich ändert, so daß das Verfahren unempfindlich
gegenüber HF-Feldhomogenität ist.
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Eine Eigenschaft des Verfahrens nach der Erfindung
besteht darin, daß, da sich die phasencodierenden
Gradienten über jede Anregungs- und Signalerfassungssequenz
auf Null mitteln, der Effekt von Wirbelströmen vermindert
ist.
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Ferner sei bemerkt, daß, obgleich bei den als
Ausführungsbeispiel beschriebenen besonderen Verfahren der
Erfindung die Rauminformation den erfaßten FID-Signalen
durch Phasencodierung verliehen wird, andere
Raumcodierungstechniken in Verbindung mit der Erfindung bzw.
anderen Ausführungsbeispielen der Erfindung eingesetzt werden
können. Welches Raumcodierungsverfahren auch immer verwendet
wird, ist es allerdings wesentlich, daß nach der
FID-Signalerfassung nur einige der codierenden Gradienten erneut im
umgekehrten Sinn angelegt werden und daß nachfolgende
Impulse im angelegten Zug der HF-Impulse kohärent sind
und, selbstverständlich, hinreichend häufig, um
SFP-Bedingungen zu erstellen. Werden beispielsweise
phasenalternierende HF-Impulse verwendet, ist die stationäre
Magnetisierung, die von den alternierenden Impulsen erzeugt wird,
wie folgt gegeben:
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Mx E&sub2; SβSαQ
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My =Sα (1 + E&sub2; cβ) Q
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Mz = {cα (1 + E2 cβ) + E&sub2; (E&sub2; + Cβ)} Q
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und
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Q=Mo (1 -E&sub1;)/{(1-E&sub1; cα)(1+E&sub2; cβ) - E&sub2;(E&sub1;-Cα) (E&sub2;+Cβ)}
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wobei
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Sα = sinα, Cα = cosα
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Sβ = sinβ, Cβ = cosβ
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E&sub2; = Exponentialfunktion von (-t/T&sub2;)
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E&sub1; = Exponentialfunktion von (-t/T&sub1;)
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Mo ist die Gleichgewichtsmagnetisierung
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α ist der Impulswinkel
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β = Δωt, wobei ω der Resonanzversatz (Radiant/Sekunde)
gegenüber der Larmor-Frequenz ist
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T&sub2; = Spin-Spin-Relaxationszeit
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T&sub1; = Spin-Gitter-Relaxationszeit
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Die Magnetisierung ist klar periodisch in bezug auf den
Resonanzversatz, und diese Periodizität verursacht eine
Verminderung im verfügbaren Signal von 30 bis 40%, wenn die SFP-
Technik in bisher bekannter Weise mit
Gleichstromprojektionsgradienten verwendet wird. Diese Periodizität wird allerdings
in einem Verfahren gemäß der Erfindung vermindert, da ein
Teil der Magnetisierung wieder in Phase gebracht wird,
bevor die HF-Impulse angewendet werden.