DE19511794A1

DE19511794A1 - Verfahren zur Gewinnung von Bilddaten in einem Kernspintomographiegerät und Kernspintomographiegerät zur Durchführung des Verfahrens

Info

Publication number: DE19511794A1
Application number: DE19511794A
Authority: DE
Inventors: Robert Dr Rer Nat Krieg; Harald Dipl Phys Werthner
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1995-03-30
Filing date: 1995-03-30
Publication date: 1996-10-02
Anticipated expiration: 2015-03-31
Also published as: JP3728346B2; US5726569A; DE19511794B4; JPH08266514A

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Gewinnung von Bild daten in einem Kernspintomographiegerät mit einer N-fachen Wiederholung folgender Sequenz:

a) Einstrahlung eines ersten Hochfrequenzpulses RF1_n zur Anregung von Kernspins
b) Einstrahlung eines zweiten Hochfrequenzpulses RF2_n nach einer Zeitspanne τ₁ zur Rephasierung der Kernspins
c) Auslesen eines Kernresonanzsignals (S_n) nach einer Zeitspanne τ₂ nach dem zweiten Hochfrequenzpuls (RF2_n) unter einem Frequenzcodiergradienten G_x
d) Abwarten einer Zeitspanne τ₃ bis zum Einstrahlen des er sten Hochfrequenzpulses RF1_n+1 der nächsten Sequenz,

wobei die Repetitionszeit zwischen dem ersten Hochfrequenz puls RF1_n jeder n-ten Sequenz und dem ersten Hochfrequenzpuls RF_n+1 der jeweils nachfolgenden n+1-ten Sequenz kürzer als die Längs- und Querrelaxationszeit des untersuchten Objektes ist.

Ein derartiges Verfahren ist beispielsweise in der EP 0 394 504 B1 sowie in dem Artikel S. Patz et al "Missing Pulse Steady-State Free Precession" in Magnetic Resonance in Medicine 10, 194 bis 209 (1989), beschrieben. Bei dieser Se quenz entsteht das für die Messung ausgewertete Kernresonanz signal als Spinechosignal, d. h., die vorher dephasierten Spins werden durch einen Hochfrequenzpuls wieder rephasiert und liefern somit ein Signal. Diese Art der Signalgewinnung hat gegenüber der für schnelle Bildgebungssequenzen weit ver breiteten Gradientenechotechnik den Vorteil, daß sie unemp findlicher gegen Magnetfeldinhomogenitäten ist.

Bei der bekannten Pulssequenz sind die Zeitabstände zwischen dem ersten und dem zweiten Hochfrequenzpuls, zwischen dem zweiten Hochfrequenzpuls und der Auslesephase sowie zwischen der Auslesephase und dem ersten Hochfrequenzpuls der nächsten Sequenz jeweils gleich. Damit entstehen zum Auslesezeitpunkt nicht nur Kernresonanzsignale aufgrund der Anregung und Refo kussierung in der jeweiligen Sequenz (sogenannte primäre Echos), sondern auch Kernresonanzsignale aus Anregung bzw. Refokussierungen vorangehender Sequenzen. Jedes gemessene Si gnal stellt also die Überlagerung mehrerer Kernresonanzsigna le dar. Dadurch können Interferenzen entstehen, die zu soge nannten "banding"-Artefakten führen.

Durch die Sequenzrepetition nach einer Zeit, die kürzer ist als die Längs- und Querrelaxationszeit, läuft die Sequenz sehr schnell ab. Bezüglich der Magnetisierung entsteht nach mehreren Anregungen ein Gleichgewichts (Steady-State)-Zustand. Dieser Effekt wird auch bei der sogenannten FLASH-Sequenz (z. B. aus EP 0 191 431 B1 bekannt) und bei der sogenannten FISP-Sequenz (z. B. aus dem US-Patent 4,769,603 bekannt) ange wandt. Bei beiden Sequenzen wird als Meßsignal ein Gradien tenecho ausgewertet. Gradientenechosequenzen sind jedoch von Suszeptibilitätseffekten oder zeitabhängigen Effekten, wie z. B. Wirbelströmen, abhängig. Diese Effekte führen zu Arte fakten, wie z. B. geometrischen und Intensitätsverzerrungen, oder im schlimmsten Fall zu einem Signalverlust.

Die genannten FLASH- und FISP-Sequenzen unterscheiden sich darin, daß bei FLASH vor der nächsten Anregung keine Repha sierung der vorher eingestellten Gradientencodierung erfolgt. Daher entsteht ein inkohärenter Steady-State-Zustand. Beim FISP-Verfahren wird nach dem Auslesen eines Kernresonanzsi gnals und vor Beginn der nächsten Anregung zumindest der Pha sencodiergradient wieder zurückgesetzt. Damit entsteht ein kohärenter Steady-State-Zustand. Beim FLASH-Verfahren kann man die Inkohärenz beispielsweise durch Phasendrehung der An regepulse oder durch starke Gradienten mit statistisch schwankender Amplitude von Repetition zu Repetition erzwin gen.

Aus der EP 0 204 569 B1 ist eine Pulssequenz bekannt, bei der nach einem 90°-Anregepuls durch mehrfache Refokussierung mit 180°-Pulsen eine Folge von Spinechosignalen erzeugt wird. Um Artefakte, die von unvollkommenen 180°-Pulsen herrühren, zu separieren, wird das Zeitintervall zwischen dem ersten und dem zweiten 180°-Puls nicht gleich doppelt so lang gewählt wie das Zeitintervall zwischen dem 90°-Anregepuls und dem ersten 180°-Puls.

In dem Artikel "Suppression of Artefacts due to Imperfect Pulses in Multiple Echo Fourier Imaging" von I. H. Duÿn in SMRM Abstracts 1984, wird vorgeschlagen, in einer Sequenz mit mehreren aufeinanderfolgenden Refokussierungen durch 180°- Pulse Artefakte dadurch zu unterdrücken, daß die zugehörigen Schichtselektionsgradienten unterschiedlich lang gewählt wer den.

Aufgabe der Erfindung ist es, eine Pulssequenz und eine Vor richtung anzugeben, die auch in einem Magnetfeld mit schlech terer Homogenität gute Ergebnisse bei kurzer Meßzeit liefert. Ferner ist es Aufgabe der Erfindung, die durch Überlagerung mehrerer Kernresonanzsignale erzeugten Artefakte zu vermei den.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Anspruchs 1 bzw. des Anspruchs 13. Vorteilhafte Ausgestal tungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispie len nach den Fig. 1 bis 17 näher erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 1 schematisch den Aufbau eines herkömmlichen Kernspintomographiegeräts,

Fig. 2 bis 5 eine Pulssequenz als erstes Ausführungsbei spiel der Erfindung,

Fig. 6 ein Zeitdiagramm zur Erläuterung der Über lagerung von Kernspinechosignalen bei be kannten Pulssequenzen,

Fig. 7 ein Zeitdiagramm zur Verdeutlichung der Echotrennung,

Fig. 8 bis 11 ein weiteres Ausführungsbeispiel einer Pulssequenz zur Gewinnung dreidimensionaler Datensätze,

Fig. 12 bis 15 eine Pulssequenz mit Dephasierung uner wünschter Kernresonanzsignale durch einen Gradienten,

Fig. 16 und 17 sogenannte "Chirp"-Pulse.

In Fig. 1 sind die Grundkomponenten eines Kernspintomogra phiegeräts schematisch dargestellt. Die Spulen 1 bis 4, die von einer Magnetstromversorgung 11 gespeist werden, erzeugen ein magnetisches Grundfeld B₀, in welchem sich bei Anwendung zur medizinischen Diagnostik der zu untersuchende Körper eines Patienten 5 befindet. Außerdem sind Gradientenspulen vorgesehen, die zur Erzeugung unabhängiger, zueinander senk rechter Magnetfeldkomponenten der Richtungen x, y und z gemäß dem Koordinatenkreuz 6 dienen. In Fig. 1 sind der Übersicht lichkeit halber nur die Gradientenspulen 7 und 8 gezeigt, die zusammen mit einem Paar gegenüberliegender, gleichartiger Gradientenspulen zur Erzeugung eines x-Gradienten dienen. Die gleichartigen, nicht eingezeichneten y-Gradientenspulen lie gen parallel zum Körper 5 und oberhalb sowie unterhalb von ihm, die für das z-Gradientenfeld quer zu seiner Längsachse am Kopf- und am Fußende.

Die Anordnung enthält außerdem noch eine zur Erzeugung und Aufnahme der Kernresonanzsignale dienende Hochfrequenzantenne 9. Die Gradientenspulen werden von einem Gradientenverstärker 12 gespeist. Die Hochfrequenzantenne 9 ist über einen Signal verstärker 14 an einen Bildrechner 17 gekoppelt, an dem zur Ausgabe der Abbildung ein Monitor 18 angeschlossen ist. Der Signalverstärker 14 und ein Hochfrequenzsender 15 bilden eine Sende-Empfangseinheit 16 zur Signalerzeugung und -aufnahme. Ein Umschalter 19 ermöglicht das Umschalten von Sende- auf Empfangsbetrieb.

Der Gradientenverstärker 12, die Sende-Empfangs-Einheit 16 und der Bildrechner 17 werden von einer Steuereinheit 20 an gesteuert.

In den Fig. 2 bis 5 ist eine erste Pulssequenz als Ausfüh rungsbeispiel der Erfindung dargestellt. Dabei wird ein er ster frequenzselektiver Hochfrequenzpuls RF1_n unter der Wir kung eines Schichtselektionsgradienten G_z1n eingestrahlt und damit eine Schicht in einem Untersuchungsobjekt angeregt. Mit einem Gradienten G_x1n werden die Kernspins dann in x-Rich tung, die im folgenden auch als Readout-Richtung bezeichnet wird, vorphasiert. Es folgt ein zweiter frequenzselektiver Hochfrequenzpuls RF2_n, der ebenfalls unter der Wirkung eines Schichtselektionsgradienten G_z2n eingestrahlt wird und auf dieselbe Schicht wie der erste Hochfrequenzpuls RF1_n wirkt. Der Abstand zwischen den beiden Hochfrequenzpulsen RF1_n und RF2_n beträgt τ₁.

Der erste Schichtselektionsgradient G_z1n wird etwas vor dem ersten Hochfrequenzpuls RF1_n eingeschaltet und der zweite Schichtselektionsgradient G_z2n wird etwas nach dem zweiten Hochfrequenzpuls RF2_n ausgeschaltet. Dies ist in den Schicht selektionsgradienten G_z1n und G_z2n gestrichelt angedeutet. Damit wird erreicht, daß die durch die jeweiligen Schichtse lektionsgradienten verursachte Dephasierung der Kernspins wieder rückgängig gemacht wird, wobei zu berücksichtigen ist, daß der Teil des Schichtselektionsgradienten nach dem Hoch frequenzpuls RF2_n aufgrund von dessen invertierender Wirkung entgegengesetzt wirkt wie der vorhergehende Schichtselek tionsgradient G_z1n.

Nach dem zweiten Hochfrequenzpuls RF2_n wird ein erster Pha sencodiergradient G_y1n eingeschaltet.

Durch die invertierende Wirkung des zweiten Hochfrequenzpul ses RF2_n wird das vom ersten Hochfrequenzpuls RF1_n angeregte Kernresonanzsignal wieder rephasiert, so daß ein Kernreso nanzsignal S_n in Form eines Spinechos entsteht. Dieses Kern resonanzsignal S_n wird unter der Wirkung eines Auslesegra dienten G_x2n abgetastet, die Abtastwerte werden digitalisiert und in bekannter Weise in eine Rohdatenmatrix übernommen. Das Kernresonanzsignal ist durch den Auslesegradienten G_x2n in x- Richtung und durch den Phasencodiergradienten G_y1n in y-Rich tung codiert.

Die Zeitspanne τ₂ zwischen dem zweiten Hochfrequenzpuls RF2 und dem Kernresonanzsignal S ist gleich der Zeitspanne τ1 zwischen dem ersten Hochfrequenzpuls RF1_n und dem zweiten Hochfrequenzpuls RF2_n.

Nach dem Auslesen des Kernresonanzsignals S_n wird ein Phasen codiergradient G_y2n eingeschaltet, der dieselbe Amplituden- Zeit-Fläche wie der Phasencodiergradient G_y1n hat, diesem je doch entgegengesetzt ist. Damit wird die Phasencodierung der Kernspins wieder auf Null zurückgesetzt.

Nach einer Wartezeit τ₃ nach dem Kernresonanzsignal S folgt der erste Hochfrequenzpuls RF1_n+1 der nächsten Pulssequenz. Die dargestellte Pulssequenz wird N-mal wiederholt, wobei die Werte der Phasencodiergradienten G_y1, G_y2 schrittweise fort geschaltet werden, was durch die Stufung in Fig. 4 angedeu tet ist.

Die Einstrahlung des ersten Hochfrequenzpulses RF1_n+1 der folgenden Sequenz erfolgt, bevor die angeregten Kernspins re laxiert sind. Damit stellt sich nach einigen Sequenzrepeti tionen ein Steady-State-Zustand der Kernmagnetisierung ein. Bei einer üblichen Spinechosequenz würde man zur Erzielung eines maximalen Signals den Flipwinkel α1 des ersten Hoch frequenzpulses RF1 gleich 90° und den Flipwinkel α2 des zweiten Hochfrequenzpulses RF2 gleich 180° wählen. Bei schneller Repetition würde sich jedoch bei diesen Werten schnell eine Sättigung der Magnetisierung einstellen. Für die hier angewandte Steady-State-Sequenz werden daher die Flip winkel α1, α2 - ähnlich wie bei der eingangs genannten FISP- Sequenz deutlich niedriger gewählt. Der optimale Flipwinkel wird dabei umso kleiner, je kürzer die Repetitionszeit ist. Für den im Ausführungsbeispiel vorliegenden Fall des kohären ten Steady-State-Zustands wurden z. B. für beide Hochfrequenz pulse RF1 und RF2 Flipwinkel von jeweils 60° gewählt. Es wird daran erinnert, daß für die zur Erzeugung eines Spinechos notwendige Invertierung nicht unbedingt ein Hochfrequenzpuls mit einem Flipwinkel von 180° erforderlich ist. Vielmehr spaltet jeder Hochfrequenzpuls die vorhandene Spinmagnetisie rung nach dem Partitionsmodell von Wössner (beschrieben in Journal of Chemical Physics, 34, 2057, 1961) bezüglich der Phase in drei Komponenten auf: Zum Teil wird die Phase inver tiert, zum Teil bleibt sie unverändert und zum Teil wird die Magnetisierung in eine durch Gradienten nicht beeinflußbare z-Lage gebracht.

Die in den Fig. 2 bis 5 dargestellte Pulssequenz unter scheidet sich von dem eingangs genannten Stand der Technik im wesentlichen dadurch, daß die Zeitspanne τ₃ ungleich (im vor liegenden Fall größer) als die Zeitspannen τ₁, τ₂ ist. Damit wird vermieden, daß der Kernresonanzsignal als eine Überla gerung primärer und sekundärer Echos entsteht. Dies wird im folgenden anhand der Fig. 6 und 7 verdeutlicht.

In Fig. 6 ist die Echoerzeugung für die bekannte Pulssequenz mit τ₁=τ₂=τ₃ dargestellt. Diese Pulssequenz wird in der Lite ratur auch als "missing pulse"-Sequenz dargestellt, da in einer Folge von Hochfrequenzpulsen gleichen Abstands jeder dritte Hochfrequenzpuls fehlt und dafür ein Signal ausgelesen wird. Den Hauptsignalbeitrag zum Kernresonanzsignal S_n lie fert die Anregung durch den ersten Hochfrequenzpuls RF1_n in Verbindung mit der Refokussierung durch den zweiten Hochfre quenzpuls RF2_n. Dieser Signalanteil wird als primäres Echo bezeichnet und entsteht - wie durch die Zeitachse a in Fig. 6 angedeutet - nach einer Echozeit 2τ nach der Anregung durch den ersten Hochfrequenzpuls RF1_n.

Diesem primären Echo sind aber weitere Signalanteile überla gert, die von vorhergehenden Sequenzen herrühren. Beispiels weise erzeugt der zweite Hochfrequenzpuls RF2_n-1 in der vor hergehenden Sequenz in Verbindung mit einer Refokussierung durch den ersten Hochfrequenzpuls RF1_n der zugeordneten Se quenz ebenfalls ein Echosignal, das als sekundäres Echo be zeichnet wird und im Kernresonanzsignal S_n mit dem erstge nannten primären Echo zusammenfällt. Wie durch die Zeitachse b in Fig. 6 angedeutet, beträgt die Echozeit zwischen der Anregung durch den Hochfrequenzpuls RF2_n-1 und dem Kernreso nanzsignal S_n TE=4τ. In Fig. 6 ist auf der Zeitachse c noch ein weiterer Signalanteil dargestellt, der von der Anregung durch den Hochfrequenzpuls RF1_n-2 und Refokussierung durch den Hochfrequenzpuls RF2_n-1 entsteht. Hier beträgt die Echo zeit TE zwischen Anregung und Signal TE=8τ.

Im Prinzip wirken alle vorausgehenden Sequenzen auf die ak tuelle Sequenz. Je länger die Echozeit wird, desto kleiner wird jedoch aufgrund des T1- bzw. T2-Abfalls der Signalan teil. Im allgemeinen genügt es, zusätzlich zum primären Echo signal aus der aktuellen Sequenz n das sekundäre Echosignal aus der vorangehenden Sequenz n-1 zu betrachten.

In Fig. 7 ist der Fall dargestellt, daß entsprechend einem Ausführungsbeispiel der Erfindung die Zeitspanne τ₃ gegenüber τ₁ und τ₂ verändert ist. Im dargestellten Fall ist τ₃ kürzer als τ₁ und τ₂. In Fig. 7 sind zur Verdeutlichung primäre Echosignale mit einem hochgestellten Index "1" und sekundäre Echosignale mit einem hochgestellten Index "2" gekennzeich net. In Fig. 7 ist der Übersichtlichkeit wegen nur das erste primäre Echo dargestellt, da nur dieses ausgewertet wird.

In Fig. 7 ist auf der Zeitachse a die Entstehung des ersten primären Echos durch die Anregung mit dem Hochfrequenzpuls RF1_n und Refokussierung durch den Hochfrequenzpuls RF2_n dar gestellt. Auf der Zeitachse b ist die Entstehung eines se kundären Echos aufgrund der Anregung durch den Hochfrequenz puls RF_n-1 aus der vorhergehenden Sequenz und der Refokus sierung durch den Hochfrequenzpuls RF1_n aus der aktuellen Sequenz dargestellt. Dabei sieht man, daß hier sekundäres und primäres Echo nicht mehr zusammenfallen.

Auf der Zeitachse c ist die Entstehung eines weiteren primä ren Echos aufgrund der Anregung durch den Hochfrequenzpuls RF1_n-2 und der Refokussierung durch den Hochfrequenzpuls RF2_n-1 dargestellt. Dieses primäre Echo fällt zwar wieder mit dem in der aktuellen Sequenz angeregten ersten primären Echo S_n¹ zusammen. Es hat jedoch aufgrund der mehr als doppelt so langen Echozeit eine wesentlich geringere Amplitude als das separierte sekundäre Echo, so daß die Artefakt-Anfälligkeit deutlich geringer wird. Signaleinflüsse von weiter zurücklie genden Sequenzen können völlig vernachlässigt werden.

Mit dem dargestellten Verfahren gelingt es also, sekundäre Echos von den primären Echos zu separieren und damit Inter ferenzen zumindest deutlich zu verringern.

Ein weiteres Ausführungsbeispiel einer Pulssequenz ist in den Fig. 8 bis 11 dargestellt. Hier werden die Hochfrequenz pulse RF1, RF2 nicht unter der Wirkung eines Schichtselek tionsgradienten eingestrahlt und sind somit nicht schichtse lektiv. Zur Ortsauflösung in z-Richtung erfolgt vor dem Aus lesen des Kernresonanzsignals zusätzlich zur Phasencodierung in y-Richtung auch ein Phasencodierung in z-Richtung, und zwar mit dem Phasencodiergradienten G_z1. Wie der Phasenco diergradient G_y1 muß auch dieser Phasencodiergradient in meh reren Schritten durchgeschaltet werden, wobei die Zahl der Schritte von der gewünschten Auflösung in z-Richtung abhängt. Wie die Phasencodierung in y-Richtung wird auch die Phasenco dierung in z-Richtung nach Auslesen des Kernresonanzsignals S_n wieder zurückgesetzt, und zwar durch einen Phasencodier gradienten G_z2, der dem Phasencodiergradienten G_z1 entgegen gerichtet ist.

Eine weitere Besonderheit dieser Sequenz ist in Fig. 9 dar gestellt. Der Gradient G_x in x-Richtung bleibt nämlich hier konstant eingeschaltet. Dieser Gradient könnte z. B. auch eine Magnetfeldinhomogenität sein, die während der Messung nicht ohne weiteres beeinflußbar ist. Um zu verhindern, daß die Hochfrequenzpulse RF1 bis RF3 durch den ständig wirkenden Gradienten G_x schichtselektiv in x-Richtung werden, müssen diese relativ breitbandig sein.

Diese Sequenz ist daher besonders für Bildgebung in inhomo genen Feldern geeignet, und zwar auch bei Inhomogenität in allen drei Raumrichtungen. Die Inhomogenität in x-Richtung, die als Auslesegradient verwendet wird, muß lediglich eine eindeutige Orts-Frequenzzuordnung haben. In Richtung der Pha sencodiergradienten G_y, G_z führt eine Magnetfeldinhomogenität bekanntlich nicht zu Verzerrungen, da es hierbei nur auf Pha sendifferenzen von Phasencodierschritt zu Phasencodierschritt ankommt und somit die von Inhomogenitäten herrührenden zeit lich konstanten Phasenfehler eliminiert werden.

Ein weiterer Unterschied zum Ausführungsbeispiel nach den Fig. 2 bis 5 besteht darin, daß entsprechend Fig. 8 auf einanderfolgende Hochfrequenzpulse zueinander unterschiedli che Phasenlagen haben, z. B. um 51° gedreht sind. Dies ist in Fig. 8 durch die über den Hochfrequenzpulsen RF angegebenen Phasen "θ" angedeutet. Diese auch beim FLASH-Verfahren be kannte Technik bezeichnet man als "Hochfrequenz-Spoiling". Damit erzielt man einen inkohärenten Steady-State-Zustand, während man beim Ausführungsbeispiel nach den Fig. 2 bis 5 einen kohärenten Steady-State-Zustand erhält. Kohärente und inkohärente Steady-State-Zustände führen zu Bildern mit unterschiedlichen Kontrasten und damit mit unterschiedlichem diagnostischem Aussagegehalt.

Eine weitere Möglichkeit, einen inkohärenten Steady-State- Zustand zu erzeugen, besteht darin, vor jeder Sequenz einen starken Gradientenpuls G_Sp einzufügen, wie dies in Fig. 9 gestrichelt angedeutet ist. Dieser als "Gradienten-Spoiler" bezeichnete Puls weist von Sequenz zu Sequenz eine wechselnde Amplitude auf und zerstört die Phasenkohärenz aus den voran gehenden Sequenzen. Diese Technik ist an sich bekannt und wird als "Gradienten-Spoiling" bezeichnet.

Für den Fall des inkohärenten Steady State Zustandes hat sich ein Flip-Winkel von jeweils 30° für den ersten und den zwei ten Hochfrequenzpuls RF1, RF2 als günstig erwiesen.

In den Fig. 12 bis 15 ist eine weitere Pulssequenz als Ausführungsbeispiel der Erfindung dargestellt. Dabei wird eine Dephasierung sekundärer Echos dadurch erreicht, daß nach der Akquisition des Kernresonanzsignals S ein Gradient G_D in x-Richtung eingeschaltet wird, der die Kohärenz der noch vor handenen Anregung zerstört. In der nachfolgenden Sequenz kön nen daher keine Signale entstehen, die von den Hochfrequenz signalen RF1_n, RF2_n oder von früheren Hochfrequenzsignalen herrühren. Damit könnte man die Abstände τ₁, τ₂, τ₃ auch gleich machen, ohne daß störende Signalüberlagerungen auf treten.

Ansonsten entspricht die Pulssequenz nach den Fig. 12 bis 15 derjenigen nach den Fig. 2 bis 5.

Eine weitere Möglichkeit, störende Signalüberlagerungen zu vermeiden, besteht darin, für die Hochfrequenzpulse RF1, RF2 sogenannte Chirp-Pulse zu verwenden. Eine derartige Pulsse quenz ist in Fig. 16 dargestellt. In Fig. 17 ist gezeigt, daß die Frequenz des ersten Hochfrequenzpulses RF1_n in einer Zeitspanne 2t von einer ersten Frequenz f₀ linear auf eine Frequenz f₁ ansteigt. Die Rephasierungsbedingung für das Signal S ist nur dann erfüllt, wenn die Frequenz des zweiten Hochfrequenzpulses RF2_n (Refokussierungspuls) ebenfalls von der Frequenz f₀ zur Frequenz f₁ ansteigt, jedoch in der hal ben Zeit t. Wenn man nun in Fig. 16 die Zeitachse a betrach tet, so erfüllt die Anregung mit dem Hochfrequenzpuls RF1_n zusammen mit dem Hochfrequenzpuls RF2_n für das Signal S_n die Refokussierungsbedingung. Aufgrund der Anregung mit dem Hoch frequenzpuls RF2_n-1 und einer Refokussierung durch den Hoch frequenzpuls RF1_n würde bei herkömmlichen Pulsformen - wie auf der Zeitachse b in Fig. 16 gestrichelt dargestellt - ein sekundäres Echo entstehen. Bei der Anwendung der dargestell ten Chirp-Pulse ist jedoch die Refokussierungsbedingung nicht erfüllt, d. h., es entstehen keine sekundären Echos.

Die erfindungsgemäße Pulssequenz ermöglicht somit ohne beson deren Aufwand eine schnelle Bildgebung, die gegen Feldinhomo genitäten relativ unempfindlich ist.

Claims

1. Verfahren zur Gewinnung von Bilddaten in einem Kernspin tomographiegerät mit einer N-fachen Wiederholung der folgen den Sequenz:

a) Einstrahlung eines ersten Hochfrequenzpulses (RF1_n) zur Anregung von Kernspins
b) Einstrahlung eines zweiten Hochfrequenzpulses (RF2_n) nach einer Zeitspanne τ₁ zur Rephasierung der Kernspins
c) Auslesen eines Kernresonanzsignals (S_n) nach einer Zeit spanne τ₂ nach dem zweiten Hochfrequenzpuls (RF2_n) unter einem Frequenzcodiergradienten (G_x)
d) Abwarten einer Zeitspanne τ₃ bis zum Einstrahlen des er sten Hochfrequenzpulses (RF1_n+1) der nächsten Sequenz,

wobei die Repetitionszeit zwischen dem ersten Hochfrequenz puls (RF1_n) jeder n-ten Sequenz und dem ersten Hochfrequenz puls (RF_n+1) der jeweils nachfolgenden n+1-ten Sequenz kürzer als die Längs- und Querrelaxationszeit (T1, T2) des untersuch ten Objekts ist, dadurch gekennzeich net, daß die Pulssequenz so gestaltet ist, daß sich die von dem zweiten Hochfrequenzpuls (RF2_n-1) der n-1-ten Sequenz und dem ersten Hochfrequenzpuls (RF1_n) der nachfolgenden n ten Pulssequenz herrührenden Kernresonanzsignale (S¹_n, S²_n) nicht überlagern.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch ge kennzeichnet, daß eine Überlagerung der Kern resonanzsignale (S¹_n, S¹_n) dadurch vermieden wird, daß die Zeitspanne τ₃ unterschiedlich zu den Zeitspannen τ₁, τ₂ ist.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch ge kennzeichnet, daß die Zeitspanne τ₃ länger ist als die Zeitspannen τ₁ und τ₂.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, da durch gekennzeichnet, daß während je der Sequenz (n); ein Gradient (G_D) geschaltet wird, der die vorhandene Phasenkohärenz nach Auslesung des Kernresonanzsi gnals ⁵n in der n-ten Sequenz zerstört.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch ge kennzeichnet, daß als Gradient (G_D) eine im System vorhandene Magnetfeld-Inhomogenität verwendet wird.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, da durch gekennzeichnet, daß eine im System vorhandene Magnetfeld-Inhomogenität als Auslesegra dient (G_x) verwendet wird.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, da durch gekennzeichnet, daß alle Hoch frequenzpulse (RF1_n, RF2_n) Chirppulse sind, wobei die Fre quenz jedes ersten Hochfrequenzpulses RF1_n in einer Zeitspan ne t1 von f₀ nach f₁ und die Frequenz des zweiten Hochfre quenzpulses (RF2_n) in einer Zeitspanne t2 = t1/2 von f₀ nach f₁ steigt.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, da durch gekennzeichnet, daß vor dem Auslesen des Kernresonanzsignals (S_n) ein von Sequenz zu Se quenz wechselnder erster Phasencodiergradient (G_y1) geschal tet wird.

9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch ge kennzeichnet, daß nach dem Auslesen des Kern resonanzsignals (S_n) ein zum ersten Phasencodiergradienten (G_y1) entgegengesetzter zweiter Phasencodiergradient (G_y2) geschaltet wird.

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, da durch gekennzeichnet, daß alle Hoch frequenzpulse (RF1, RF2) frequenzselektiv sind und unter der Wirkung von Schichtselektionsgradienten (G_z) eingestrahlt werden.

11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, da durch gekennzeichnet, daß Phasenco diergradienten (G_y, G_z) in zwei zueinander senkrechten Rich tungen geschaltet werden.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, da durch gekennzeichnet, daß die Phasen lage der Hochfrequenzpulse (RF1_n bis RF2_n) von Hochfrequenz puls zu Hochfrequenzpuls (RF) wechselt.

13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, da durch gekennzeichnet, daß vor jedem Hochfrequenzpuls (RF1_n bis RF3_n) ein Spoiler-Gradient (G_Sp) mit wechselnder Amplituden-Zeit-Fläche zur Zerstörung der Phasenkohärenz der Kernspins geschaltet wird.

14. Kernspintomographiegerät zur Durchführung eines Verfah rens nach einem der Ansprüche 1 bis 13 mit einem Grundfeld magneten (1-4), mit Gradientenspulen (7, 8), die von Gradien tenverstärkern (12) gespeist werden, mit einer Sende-Emp fangseinheit (16), die mit mindestens einer Hochfrequenzan tenne (9) verbunden ist, sowie mit einer Steuereinheit (20), die folgende Schritte steuert:

a) Die Sende-Empfangs-Einheit (16) wird derart angesteu ert, daß die Hochfrequenzantenne (9) einen ersten Hoch frequenzpuls (RF1_n) abgibt.
b) Nach einer Zeitspanne τ₁ wird die Sende-Empfangs-Einheit (16) derart angesteuert, daß die Hochfrequenzantenne (9) einen zweiten Hochfrequenzpuls (RF2_n) abgibt.
c) Nach einer Zeitspanne τ₂ wird ein Gradientenverstärker (12) angesteuert und ein Kernresonanzsignal(S_n) empfan gen.
d) Nach einer Zeitspanne τ₃, die unterschiedlich zu den Zeitspannen τ₁ und τ₂ ist, wird die Sende-Empfangs-Ein heit (16) derart angesteuert, daß die Hochfrequenzan tenne (9) den ersten Hochfrequenzpuls (RF1_n+1) der näch sten Sequenz abgibt.
e) Die Sequenz wird N-mal wiederholt.

15. Kernspintomographiegerät zur Durchführung eines Verfah rens nach einem der Ansprüche 1 bis 13 mit einem Grundfeld magneten (1-4), mit Gradientenspulen (7, 8), die von Gradien tenverstärkern (12) gespeist werden, mit einer Sende-Emp fangseinheit (16), die mit mindestens einer Hochfrequenz antenne (9) verbunden ist, sowie mit einer Steuereinheit (20), die folgende Schritte steuert:

a) Die Sende-Empfangs-Einheit (16) wird derart angesteuert, daß die Hochfrequenzantenne (9) einen ersten Hochfre quenzpuls (RF1_n) abgibt.
b) Nach einer Zeitspanne τ₁ wird die Sende-Empfangs-Einheit (16) derart angesteuert, daß die Hochfrequenzantenne (9) einen zweiten Hochfrequenzpuls (RF2_n) abgibt.
c) Nach einer Zeitspanne τ₂ wird ein Gradientenverstärker (12) angesteuert und ein Kernresonanzsignal (S_n) empfan gen.
d) Vor der nächsten Sequenzrepetition wird ein Gradienten verstärker (12) derart angesteuert, daß ein Gradient (G_n) die Phasenkohärenz der Kernspins zerstört.
e) Nach einer Zeitspanne τ₃ nach dem Empfang des Hochfre quenzsignals wird die Sende-Empfangs-Einheit derart an gesteuert, daß die Hochfrequenzantenne den ersten Hoch frequenzpuls der nächsten Sequenz abgibt.
f) Die Sequenz wird N-mal wiederholt.