DE10152734A1

DE10152734A1 - Gerät und Verfahren zur Magnet-Resonanz-Bildgebung bei gleichzeitiger Messung zweier benachbarter Schichten

Info

Publication number: DE10152734A1
Application number: DE10152734A
Authority: DE
Inventors: Mathias Nittka; Jianmin Wang
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2001-10-25
Filing date: 2001-10-25
Publication date: 2003-05-15
Anticipated expiration: 2021-10-26
Also published as: US6853190B2; DE10152734B4; US20030097058A1

Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Kernspintomographiegerät sowie ein Verfahren zum Betreiben eines solchen, bei dem zwei benachbarte Schichten (23); (24) gleichzeitig gemessen werden und so ohne SNR-Verlust die Meßzeit verkürzt werden kann. DOLLAR A Das Verfahren ist dadurch gekennzeichnet, daß durch den Hochfrequenz-Anregungspuls die erste Schicht (23) im Vergleich zu der zweiten Schicht (24) mit einem Phasenversatz von +90 DEG oder -90 DEG kodiert wird, so daß in einem Antwort-Signal Magnetisierungs-Informationen über beide Schichten (23); (24) enthalten sind und auf der Basis des Phasenversatzes getrennt werden.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanztomographie - MRT) wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Kernspintomographiegerät sowie ein Verfahren zum Betreiben eines solchen, bei dem zwei unmittelbar benachbarte Schichten gleichzeitig gemessen werden und so ohne SNR (signal to noise ratio bzw. Signal-Rausch-Verhältnis)-Verlust die Meßzeit verkürzt werden kann.
Die MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz und wird als bildgebendes Verfahren seit über 15 Jahren in der Medizin und in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethode wird das Objekt einem starken, konstantem Magnetfeld ausgesetzt. Dadurch richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welche vorher regellos orientiert waren, aus.
Hochfrequenzwellen können nun diese "geordneten" Kernspins zu einer bestimmten Schwingung anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRT das eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulen aufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt durch Gradientenspulen, kann dabei das Messobjekt in alle drei Raumrichtungen räumlich kodiert werden. Das Verfahren erlaubt eine freie Wahl der abzubildenden Schicht, wodurch Schnittbilder des menschlichen Körpers in alle Richtungen aufgenommen werden können. Die MRT als Schnittbildverfahren in der medizinischen Diagnostik, zeichnet sich in erster Linie als "nicht-invasive" Untersuchungsmethode durch ein vielseitiges Kontrastvermögen aus. Aufgrund der hervorragenden Darstellbarkeit des Weichgewebes hat sich die MRT zu einem der Röntgen-Computertomographie (CT) vielfach überlegenen Verfahren entwickelt. Die MRT basiert heute auf der Anwendung von Spinecho- und Gradientenecho-Sequenzen, die bei Messzeiten in der Größenordnung von Minuten eine exzellente Bildqualität ermöglichen.
Die ständige technische Weiterentwicklung der Komponenten von MRT-Geräten, und die Einführung schneller Bildgebungssequenzen eröffnete der MRT immer mehr Einsatzgebiete in der Medizin. Echtzeitbildgebung zur Unterstützung der minimalinvasiven Chirurgie, funktionelle Bildgebung in der Neurologie und Perfussionsmessung in der Kardiologie sind nur einige wenige Beispiele. Trotz der technischen Fortschritte beim Bau von MRT-Geräten, bleiben Aufnahmezeit und Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) eines MRT-Bildes limitierende Faktoren für viele Anwendungen der MRT in der medizinischen Diagnostik.
Eine Methode, um das Verhältnis SNR pro Meßzeit zu erhöhen, ist die gleichzeitige Messung mehrerer Schichten. Alternativ kann dabei entweder die Meßzeit - bei gleichbleibendem SNR - verkürzt oder aber das SNR - bei gleichbleibender Meßzeit - erhöht werden.
Ein Ansatz für ersteres - also bei gleichbleibendem SNR die Meßzeit zu verkürzen - besteht darin, die Menge der aufzunehmenden Bilddaten zu verringern. Um ein vollständiges Bild aus solch einem reduzierten Datensatz zu erhalten, müssen entweder die fehlenden Daten mit geeigneten Algorithmen rekonstruiert werden oder das fehlerhafte Bild aus den reduzierten Daten muss korrigiert werden. Die Aufnahme der Daten in der MRT geschieht im sogenannten k-Raum (Synonym: Frequenzraum). Das MRT-Bild im sogenannten Bildraum, ist mittels Fouriertransformation mit den MRT-Daten im k-Raum verknüpft. Die Ortskodierung des Objektes, welche den k-Raum aufspannt, geschieht mittels Gradienten in alle drei Raumrichtungen. Man unterscheidet dabei die Schichtselektion (legt eine Aufnahmeschicht im Objekt fest, üblicherweise die z-Achse), die Frequenzkodierung (legt eine Richtung in der Schicht fest, üblicherweise die x-Achse) und die Phasenkodierung (bestimmt die zweite Dimension innerhalb der Schicht, üblicherweise die y- Achse). Ohne Beschränkung der Allgemeinheit, wird im weiteren Verlauf ein kartesischer k-Raum angenommen, der zeilenweise abgetastet wird. Die Daten einer einzelnen k-Raumzeile werden beim Auslesen mittels eines Gradienten frequenzkodiert. Jede Zeile im k-Raum hat den Abstand Δk_y, der durch einen Phasenkodierschritt erzeugt wird. Da die Phasenkodierung im Vergleich zu den anderen Ortskodierungen viel Zeit in Anspruch nimmt, basieren die meisten Verfahren, beispielsweise die sogenannte "teilweise parallele Akquisition", im weiteren Verlauf mit PPA (engl.: Partially Parallel Acquisition) bezeichnet, zur Verkürzung der Bildmesszeit auf einer Verringerung der Anzahl an zeitaufwendigen Phasenkodierschritten. Der Grundgedanke bei der PPA-Bildgebung ist, dass die k-Raumdaten nicht von einer Einzelspule, sondern von einer z. B. linearen Anordnung von Komponentenspulen, einem Spulenarray, aufgenommen werden. Jede der räumlich unabhängigen Spulen des Arrays trägt gewisse räumliche Informationen, welche genutzt werden um über eine Kombination der simultan akquirierten Spulendaten eine vollständige Ortskodierung zu erreichen. Das bedeutet, dass aus einer einzigen aufgenommenen k-Raumzeile auch mehrere andere, nicht abgetastete im k-Raum verschobene Zeilen bestimmt werden können.
Die PPA-Methoden verwenden also räumliche Information, die in den Komponenten einer Spulenanordnung enthalten sind, um partiell die zeitaufwendige Phasenkodierung, die normalerweise unter Verwendung eines Phasengradienten erzeugt wird, zu ersetzen. Dadurch wird die Bildmesszeit, entsprechend dem Verhältnis von Anzahl der Zeilen des reduzierten Datensatz zu Anzahl der Zeilen des konventionell (also vollständigen) Datensatz, reduziert. In einer typischen PPA-Akquisition wird im Vergleich zu der herkömmlichen Akquisition nur ein Bruchteil (1/2, 1/3, 1/4, etc.) der Phasenkodierzeilen akquiriert. Eine spezielle Rekonstruktion wird dann auf die Daten angewandt, um die fehlenden k-Raumzeilen zu rekonstruieren und damit das volle Field-of-View(FOV)-Bild in einem Bruchteil der Zeit zu erhalten.
Während verschiedene dieser PPA-Techniken - am meisten zu beachten sind dabei SMASH (SiMultaneous Acquisition of Spatial Harmonics) und SENSE (SENSitivity Encoding) - auf vielen Gebieten der MRT erfolgreich eingesetzt worden sind, besteht ein großer Nachteil dieser Methoden darin, dass sich die Spulenprofile in den überlagerten Schichten deutlich unterscheiden müssen. Dies trifft nur auf relativ weit entfernte Schichten zu und ist deshalb nicht auf unmittelbar benachbarte Schichten anwendbar. Ein typischer Abstand zwischen den Spulenelementen einer Arrayspule ist ungefähr 10 cm, woraus sich ein Schichtabstand simultan kodierter Schichten in eben dieser Größenordnung ergibt. Außerdem kann die Schicht generell nicht frei gewählt werden, sondern muß auf die Geometrie des Empfangsspulenarray abgestimmt sein.
Ein Ansatz, bei gleichbleibender Akquisitionszeit das SNR zu erhöhen, besteht darin, durch spezielle Anregungspulse mehrere Schichten gleichzeitig anzuregen. Allerdings besteht das Problem dann darin, aus dem Rohdatensignal wieder getrennte Schichten zu rekonstruieren.
Ein Verfahren, mit dem man zwei oder mehrere Schichten gleichzeitig anregt und anschließend wieder rekonstruiert wurde bereits von S. P. Souza et al., Journal of Computer Assisted Tomography, 12(6): 1026-1030, (1988) bzw. von S. Müller, Magnetic Resonance in Medicine, 6: 364-371, (1988) im Jahr 1988 präsentiert. Dabei wird der Hochfrequenz-Anregungsimpuls, dessen Basisbandsignal in der Regel eine Rechteck- oder sinc- (si) Funktion darstellt, mit entsprechenden Offsetfrequenzen ω₁, ω₂ etc. (gegenüber der Basisfrequenz) moduliert, durch die die zu ω₁, ω₂ etc. korrespondierenden Schichten angeregt werden:
Dabei wird die Anregung durch RF(t) sowie die nachfolgende Antwortsignal-Messung mehrfach durchgeführt. Von Messung zu Messung werden die Schichten mit unterschiedlichem Vorzeichen kodiert. Durch geeignete Kombinationen von Signal-Subtraktion und -Addition können anschließend die in den Meßsignalen überlagerten Schichten wieder rekonstruiert werden, was zur Folge hat, daß sich bei jeder Superposition das SNR verbessert. Der Nachteil bei diesem Verfahren jedoch ist die Tatsache, daß für jede Schicht eine Messung erforderlich ist, so daß sich zwar das SNR verbessern läßt, die Meßzeit gegenüber der konventionellen Kodierung jedoch gleich bleibt.
Aufgabe ist es daher ein verbessertes Verfahren zur Magnet- Resonanz-Bildgebung und ein Gerät zur Durchführung des Verfahrens bereitzustellen.
Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter.
Erfindungsgemäß wird also ein Verfahren zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes beansprucht, das folgende Schritte aufweist:
Erzeugung von Gradientenpulsen,
Erzeugung von Hochfrequenz-Anregungspulsen und
Abtasten von Antwort-Signalen,
wobei der Hochfrequenz-Anregungspuls derart ausgebildet ist,
daß er eine erste und eine zweite Schicht von Kernspins in dem zu messenden Objektbereich gleichzeitig anregt wobei die beiden Schichten benachbart sind.
Erfindungsgemäß wird durch den Hochfrequenz-Anregungspuls die erste Schicht im Vergleich zu der zweiten Schicht mit einem Phasenversatz von +90° oder -90° kodiert, so daß in einem Antwort-Signal Magnetisierungs-Informationen über beide Schichten enthalten sind und auf der Basis des Phasenversatzes getrennt werden.
Erfindungsgemäß kann so aus dem gemessenen komplexen Antwortsignal auf Basis des Realteils und des Imaginärteiles des Antwort-Signals die Magnetisierungsdichte der beiden Schichten berechnet werden ohne daß für jede Schicht eine eigene Messung erforderlich wäre. Im Vergleich zu beispielsweise den PPA-Techniken ist nach diesem Verfahren keine Array-Spule erforderlich. Aus diesem Grund können unmittelbar benachbarte, d. h. im kHz-Bereich voneinander entfernte Schichten angeregt werden.
Zur Berechnung der Magnetisierungsdichte der beiden Schichten müssen die Signalempfangscharakteristiken (Spulensensitivitäten) der Detektionsspulen herangezogen werden, da diese der gemessenen Magnetisierung eine ortsabhängige Phase aufprägen, was bei der Berechnung berücksichtigt werden muß. Die Spulensensitivitäten können einerseits durch eine getrennte Referenzmessung erhalten werden.
Eine andere Möglichkeit die Spulensensitivitäten zu erhalten ist die geeignete Kombination von zusätzlichen Messzeilen mit den ursprünglichen Meßzeilen, wobei bei der Anregung bezüglich der zusätzlichen Messzeilen die erste Schicht im Vergleich zu der zweiten Schicht mit einem Phasenversatz von -90° oder +90° kodiert wird. Diese zweite Möglichkeit weist vorteilhafterweise eine wesentlich kürzere Meßdauer der Gesamtmessung auf, da auf eine Referenzmessung verzichtet werden kann.
Werden zur Rekonstruktion Spulensensitivitäten mit verringerter Auflösung gegenüber des eigentlichen Bildes verwendet (um die Meßzeit zu verkürzen), ist es vorteilhaft, lediglich deren Phasen zu betrachten und die Amplituden der Spulensensitivitäten auf einen konstanten Wert (z. B. Eins) zu normieren. Eine verringerte Auflösung ergibt sich automatisch aus Möglichkeit 2 (implizite Referenzmessung), ist aber auch für den Fall einer getrennten Referenzmessung (Möglichkeit 1) sinnvoll (verringerte Auflösung bringt verkürzte Meßzeit).
Anmerkung 1: Die Normierung auf konstante Amplituden der Spulensensitivitätenen ist in der Berechnung des Verfahrens nach Möglichkeit 2 implizit enthalten.
Anmerkung 2: Die Normierung auf konstante Amplituden der Spulensensitivitäten hat in den berechneten Schichten zur Folge, daß diese mit den Empfindlichkeitsprofilen der Spulen gewichtet sind, also keine homogene Helligkeit aufweisen, falls die Spulenempfindlichkeiten über die Schicht nicht homogen sind.
Um Artefakte zu vermeiden, besteht ein Teil der Erfindung darin, in Bereichen der aufgenommenen Schichten mit niedriger Signalintensität bzw. unterhalb eines definierten Schwellenwertes anzunehmen, daß die Phase der Spulenprofile zwischen erster und zweiter Schicht genau +90° oder -90° beträgt.
Die vorliegende Erfindung verwendet vorteilhaft Spin-Echo-Sequenzen.
Erfindungsgemäß wird ferner ein Kernspintomographiegerät zur Durchführung dieses Verfahrens vorgeschlagen.
Die Unteransprüche 8 bis 13 bilden den zenralen Gedanken des erfindungsgemäßen Gerätes vorteilhaft weiter.
Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden im folgendem anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf die begleitenden Abbildungen näher erläutert.
Fig. 1 zeigt eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen Magnet-Resonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegerätes,
Fig. 2 zeigt schematisch das erfindungsgemäße Verfahren.
Fig. 1 zeigt eine schematische Darstellung eines Magnet-Resonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegerätes zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich eines Objektes, wie z. B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes ist in einem kugelförmigen Meßvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim- Spulen 2 eliminiert, die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfaßt einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Die Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und einer oder mehreren HF-Empfangsspulen, möglicherweise bestehend aus einer Anordnung von Komponentenspulen (allgemeine Bezeichnung "Coil Arrays" oder auch "Phased Array Coils"). Von den HF-Empfangsspulen der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d. h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfaßt weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital- Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Meßvolumen entspricht.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Meßvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale über die HF-Empfangsspulen ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des Meßsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Meßdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Meßdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfaßt.
Erfindungsgemäß arbeitet das Gerät folgendermaßen:
Wie bereits oben beschrieben wird im Sendekanal 9 über den Anlagenrechner 20 und die Sequenzsteuerung 18 unter anderem der Hochfrequenz-Anregungspuls generiert, indem einem aus zwei Trägerfrequenzen ω₁, ω₂ bestehendes Trägersignal ein Breitband-Signal (z. B. eine sinc- (si) oder eine Rechteckfunktion) aufgeprägt wird, wobei erfindungsgemäß die zweite Frequenz gegenüber der ersten um entweder +90° oder -90° phasenverschoben sein soll:

wenn ω₁ und ω₂ die Offsetfrequenzen der benachbarten Schichten relativ zur Basisfrequenz darstellen. Die beiden phasenverschobenen Frequenzen ω₁, ω₂ des Trägersignals entsprechen zwei Resonanzfrequenzen der Kernspins, wodurch bei Anlegen dieses Signales die Kernspins in zwei Schichten des Meßvolumens angeregt werden. Die beiden Schichten (23) und (24) sind in Fig. 2 dargestellt. Im Falle der Fig. 2 liegen beide Schichten (23); (24) unmittelbar nebeneinander.
Anmerkung: RF(t) ist das Breitbandsignal, das auf die Trägerfrequenz (= Basisfrequenz) moduliert wird → Sendesignal = RF(t).exp(j.ω₀.t).
Die Magnetisierungsdichten der beiden Schichten (23); (24) werden in Form eines komplexen Signals S(p, i) (25), welches Amplituden- sowie Phaseninformation enthält, gleichzeitig aufgenommen. Das aufgenommene komplexe Signal (25) enthält sowohl die Magnetisierungsdichte als auch die Phase des Anregungspulses. Die Variablen p und i bezeichnen die zweidimensionalen Pixel-Komponenten innerhalb einer Schicht. Da beide aufgenommenen Schichten (23); (24) zueinander eine konstante Phasenlage aufweisen (nämlich +90° oder -90°) können aus dem aufgenommenen komplexen Bild, in welchem der Realteil (27) die Magnetisierungsdichte der ersten M₁(p, i) und der Imaginärteil (28) die Magnetisierungsdichte der zweiten Schicht M₂(p, i) repräsentiert, zwei reelle Bilder rekonstruiert werden, die den beiden angeregten Schichten (23); (24) entsprechen. Die Werte der beiden Magnetisierungsdichten M₁(p, i) und M₂(p, i) werden demnach als reelle Zahlen angenommen. Das aufgenommene Bild S(p, i) kann dann mathematisch angegeben werden als:

S(p, i) = M₁(p, i) ± i M₂(p, i) (2)
Unter der Annahme, daß M₁(p, i) und M₂(p, i) reell sind, kann nach den beiden Unbekannten aufgelöst werden:

M₁(p, i) = Re{S(p, i)} (3a)

M₂(p, i) = Im{S(p, i)} (3b)
Diese theoretisch begründete Annahme erhält in der Praxis ihre Berechtigung bei Sequenzen, bei denen sich prinzipiell keine Phasenschwankungen in der Probe zwischen Anregung und Detektion ergeben (Im Gegensatz zu Spin-Echo-Sequenzen weisen beispielsweise Gradienten-Echo-Sequenzen starke Phasenschwankungen auf, da lokale Feldinhomogenitäten bei der Echoerzeugung nicht kompensiert werden). Aus diesem Grund ist bezüglich dieser Erfindung der Einsatz einer Spin-Echo- Sequenz vorteilhaft.
In der Regel ist die Messung der Magnetisierungsdichte von der Spulensensitivität am Ort der entsprechenden Schicht beeinflußt und sollte bei der Berechnung von M₁(p, i) und M₂(p, i) berücksichtigt werden. Im Gegensatz zur Magnetisierungsdichte sind die Spulensensitivitäten P₁(p, i) und P₂(p, i) als komplexe Zahlen anzunehmen, da sie zu dem entsprechenden Betrag auch eine Phase aufweisen. Für das aufgenommene Bild S(p, i) gilt dann:

S(p, i) = P₁(p, i).M₁(p, i) + i P₂(p, i).M₂(p, i) (4)
Die Auflösung nach den interessierenden Magnetisierungs-dichten ergibt in diesem allgemeineren Fall:
Um aus S(p, i) die Magnetisierungdichten M₁(p, i) und M₂(p, i) rekonstruieren zu können, müssen die Spulensensitivitäten bekannt sein. Prinzipiell ist es ausreichend, wenn nur die Phasen der Spulensensitivitäten bekannt sind. In letzterem Fall sind die Beträge der Spulensensitivitäten konstant, woraus sich für die rekonstruierten Bilder M₁ und M₂ ergibt, daß diese mit den absoluten Empfindlichkeitsprofilen der Spulen gewichtet sind (entpricht einer variablen Bildhelligkeit in Abhängigkeit der absoluten Spulenempfindlichkeit).
Dies gereicht zum Vorteil, wenn die Spulensensitivitäten direkt aus einem Bilddatensatz herangezogen werden sollen, der zusätzlich zu dem eigentlichen (niederfrequenten) Verlauf der absoluten Spulenempfindlichkeit noch die (hochfrequente) Struktur eines Objektes (z. B. des Körpergewebes) enthält. (Anmerkung: Verfahren zum "Herausrechnen" der Objektstruktur erfordern entweder eine weitere Messung mit einer im System vorhandenen homogenen Spule, oder numerisch sehr aufwendige, fehleranfällige Filterverfahren.) Im Gegensatz zu den Amplituden ändern sich die Phasen innerhalb des Meßvolumens im Allgemeinen nicht sprunghaft (nur niederfrequente Bildanteile), woraus sich die Möglichkeit ergibt, die Rekonstruktion mit niedrigaufgelösten (nur die Phase beschreibenden) Spulensensitivitäten durchzuführen. Diese Vorgehensweise (Rekonstruktion mit niedrigaufgelösten Spulensensitivitäten) kann bei beiden im Folgenden beschriebenen Möglichkeiten angewandt werden.
Um die Spulensensitivitäten zu ermitteln, werden zwei Möglichkeiten vorgeschlagen:

1. Durchführung einer getrennten Referenzmessung in beiden Schichten in der Regel vor der eigentlichen Messung. Der Nachteil bei diesem Verfahren ist die damit verbundene Verlängerung der Meßdauer des gesamten Verfahrens, sowie der Gefahr, daß sich z. B. durch Bewegung des Patienten die Spulensensitivität verändert hat und nicht mehr derjenigen zum Zeitpunkt der eigentlichen Messung entspricht.
2. Integration der Referenzmessung in die eigentliche Bildakquisition. Dabei werden im zentralen Bereich des k- Raums einige, z. B. 16 zusätzliche Meßzeilen mit einem zur Phasenverschiebung der eigentlichen Messung (+90° bzw. -90°) komplementären Phasenversatz (also -90° bzw. +90°) zwischen den beiden Schichten aufgenommen Mit diesen zusätzlichen Messungen können die Spulensensitivitäten beider Schichten zwar mit verringerter Auflösung jedoch vollständig rekonstruiert werden:

Niedrig aufgelöste 16-zeilige Aufnahme mit +90° Phasenversatz (diese Zeilen werden einfach der hochaufgelösten Messung entommen):
Niedrig aufgelöste 16-zeilige Aufnahme mit -90° (komplementärem) Phasenversatz (diese Zeilen werden zusätzlich gemessen):
Daraus ergibt sich
Damit kann die Gleichung (6a) folgendermaßen nach M₁ und M₂ aufgelöst werden:
(Anmerkung: Durch Multiplikation mit |P^()| kürzen sich die unbekannten M^() heraus. Deshalb sind die rekonstruierten Bilder wie oben bereits vermerkt mit den Sensitivitätsprofilen der Spulen gewichtet. Dies entspricht implizit einer Normierung der Amplituden der Spulensensitivitäten auf einen konstanten Wert)
Weil in diesem Verfahren nur eine begrenzte Anzahl von k- Raumzeilen aufgenommen werden, ist die Auflösung der Spulensensitivitäten zwar gering aber ausreichend, da die Spulensensitivitäten zwischen benachbarten Bildpunkten nicht stark variieren.
Für Bildpunkte mit schwacher Magnetisierung ist die Signalintensität sehr gering, weshalb die Spulenprofile nurmehr ungenau extrahiert werden können. Daraus ergeben Artefakte die sich im Bild als helle Störpixel bemerkbar machen. Zur Reduktion dieser Artefakte wird eine Amplitudenschwelle für die Signalintensität festgelegt. Bei Signalwerten unterhalb dieser Schwelle wird angenommen, daß die Phase der Spulensensitivitäten zwischen erster und zweiter Schicht genau +90° bzw. genau -90° beträgt, je nachdem welche Phasenverschiebung der Anregungs-Puls aufweist. Ohne Anregungs-Puls soll die relative Phase zwischen den Spulensensitivitäten dementsprechend Null betragen.
Diese Annahmen lassen sich mathematisch wie folgt darstellen:
(Anmerkung: Die Wirkungsweise diese Ansatzes läßt sich an Gleichung (5a) veranschaulichen: Helle Störpixel im rekonstruierten Bild entstehen, wenn der Nenner gegen Null geht. Dies ist normalerweise nicht der Fall, da sich die Phasen der Spulenprofile zwischen benachbarten Schichten nur geringfügig ändern. Dieser Fall kann jedoch eintreten, wenn aufgrund geringer Signalintensität die Phasen der Spulenprofile fehlerhaft gemessen wurden. Bei Anwendung der angegebenen Artefaktunterdrückung kann der Nenner nicht mehr gegen Null gehen. Zwar wird dadurch unter Umständen die Signalzuordnung der beiden zu trennenden Schichten verschlechtert, was aber in Bildpunkten mit ohnehin sehr niedriger Signalintensität in Kauf genommen werden kann.)
Mit dem oben dargestellten erfindungsgemäßen Verfahren können also zwei benachbarte Schichten gleichzeitig aufgenommen werden, wobei die Meßzeit reduziert wird ohne SNR zu verlieren. Es ist für dieses Verfahren keine Array-Spule erforderlich, worin es sich von den oben genannten (PPA-)Techniken und den damit verbundenen Einschränkungen wesentlich unterscheidet. Natürlich ist eine Kombination der hier vorgestellten Technik mit den oben erwähnten Verfahren möglich, so daß die jeweiligen Vorteile, höheres SNR und verkürzte Meßzeit, gleichzeitig ausgenutzt werden können.

Claims

1. Verfahren zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes, mit den Schritten
Erzeugung von Gradientenpulsen,
Erzeugung von Hochfrequenz-Anregungspulsen und
Abtasten von Antwort-Signalen,
wobei der Hochfrequenz-Anregungspuls derart ausgebildet ist, daß er eine erste (23) und eine zweite Schicht (24) von Kernspins in dem zu messenden Objektbereich gleichzeitig anregt, wobei die beiden Schichten (23); (24)benachbart sind,
dadurch gekennzeichnet,
daß durch den Hochfrequenz-Anregungspuls die erste Schicht (23) im Vergleich zu der zweiten Schicht (24) mit einem Phasenversatz von +90° oder -90° kodiert wird, so daß in einem Antwort-Signal Magnetisierungs-Informationen über beide Schichten (23); (24) enthalten sind und auf der Basis des Phasenversatzes getrennt werden.

2. Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß aus dem gemessenen komplexen Antwortsignal auf Basis des Realteils (27) und des Imaginärteiles (28) des Antwort- Signals die Magnetisierungsdichte der beiden Schichten (23); (24) berechnet wird.

3. Verfahren gemäß Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß zur Berechnung der Magnetisierungsdichte der beiden Schichten (23); (24) auch die Spulensensitivitäten herangezogen werden.

4. Verfahren gemäß Anspruch 1, 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Spulensensitivitäten durch eine getrennte Referenzmessung erhalten werden.

5. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Spulensensitivitäten durch eine geeignete Kombination von zusätzlichen Messzeilen mit den ursprünglichen Meßzeilen erhalten werden, wobei bei der Anregung bezüglich der zusätzlichen Messzeilen die erste Schicht(23) im Vergleich zu der zweiten Schicht (24) mit einem komplementären Phasenversatz von -90° bzw. +90° kodiert wird.

6. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Amplitudeninformation der Spulensensitivitäten nicht berücksichtigt wird.

7. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß in Bereichen der aufgenommenen Schichten mit niedriger Signalintensität bzw. unterhalb eines definierten Schwellenwertes angenommen wird, daß die Phase der Spulenprofile zwischen erster und zweiter Schicht genau +90° oder -90° beträgt.

8. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß die bezüglich des erfindungsgemäßen Verfahrens verwendete Sequenz eine Spin-Echo-Sequenz ist.

9. Kernspintomographiegerät zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 8, mit
einem Gradientenfeldsystem (3) zur Erzeugung von Gradientenpulsen,
einem Hochfrequenzsystem (4) zur Erzeugung von Hochfrequenz- Anregungspulsen und zum Abtasten von Antwort-Signalen,
einer Steuereinrichtung (18) zum Ansteuern des Gradientenfeldsystems und des Hochfrequenzsystems (4) so daß eine erste (23) und eine zweite Schicht (24) von Kernspins in dem zu messenden Objektbereich gleichzeitig anregt wird, wobei die beiden Schichten (23); (24) benachbart sind
dadurch gekennzeichnet,
daß durch den Hochfrequenz-Anregungspuls die erste Schicht (23) im Vergleich zu der zweiten Schicht (24) mit einem Phasenversatz von +90° oder -90° kodiert wird, so daß in einem Antwort-Signal Magnetisierungs-Informationen über beide Schichten (23); (24) enthalten sind und auf der Basis des Phasenversatzes getrennt werden.

10. Kernspintomographiegerät nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß aus dem gemessenen komplexen Antwortsignal auf Basis des Realteils (27) und des Imaginärteiles (28) des Antwort- Signals die Magnetisierungsdichte der beiden Schichten (23); (24) berechnet wird.

11. Kernspintomographiegerät gemäß Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, daß zur Berechnung der Magnetisierungsdichte der beiden Schichten (23); (24) auch die Spulensensitivitäten herangezogen werden.

12. Kernspintomographiegerät gemäß Anspruch 9, 10 oder 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Spulensensitivitäten durch eine getrennte Referenzmessung erhalten werden.

13. Kernspintomographiegerät gemäß einem der Ansprüche 9 bis 12, dadurch gekennzeichnet, daß die Spulensensitivitäten durch eine geeignete Kombination von zusätzlichen Messzeilen mit den ursprünglichen Meßzeilen erhalten werden, wobei bei der Anregung bezüglich der zusätzlichen Messzeilen die erste Schicht (23) im Vergleich zu der zweiten Schicht (24) mit einem komplementären Phasenversatz von -90° bzw. +90° kodiert wird.

14. Kernspintomographiegerät gemäß einem der Ansprüche 9 bis 13, dadurch gekennzeichnet, daß die Amplitudeninformation der Spulensensitivitäten nicht berücksichtigt wird.

15. Kernspintomographiegerät gemäß einem der Ansprüche 9 bis 14, dadurch gekennzeichnet, daß in Bereichen der aufgenommenen Schichten mit niedriger Signalintensität bzw. unterhalb eines definierten Schwellenwertes angenommen wird, daß die Phase der Spulenprofile zwischen erster und zweiter Schicht genau +90° oder -90° beträgt.

16. Kernspintomographiegerät gemäß einem der Ansprüche 9 bis 15, dadurch gekennzeichnet, daß die bezüglich des erfindungsgemäßen Verfahrens verwendete Sequenz eine Spin-Echo-Sequenz ist.