DE19520203C1 - Verfahren zur Vermeidung von Bildabschattungen bei Kernspintomographiegeräten, die mit Multiechosequenzen betrieben werden - Google Patents
Verfahren zur Vermeidung von Bildabschattungen bei Kernspintomographiegeräten, die mit Multiechosequenzen betrieben werdenInfo
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Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Vermeidung von Bild
abschattungen aufgrund von destruktiven Interferenzen zwischen primären
und stimulierten Echos bei Kernspintomographiegeräten, die mit Multi
echo-Sequenzen unter Anlegung geeigneter Sichtselektions-, Auslese- bzw.
Phasencodiergradienten betrieben werden, wobei zu einem Zeitpunkt t₀
mit einem Anregungs-Hochfrequenzpuls eine Quermagnetisierung
von Spins in einem Untersuchungsobjekt erzeugt wird, und wobei
auf diesen Anregungs-Hochfrequenzpuls zu den Zeitpunkten t₁,
t₃, t₅ . . . mindestens zwei Refokussierungs-Hochfrequenzpulse,
die die Quermagnetisierung rephasieren und zu den Zeitpunkten
t₂, t₄, t₆ . . . Ausleseintervalle folgen. Als Multiecho-Se
quenzen werden hier alle Verfahren bezeichnet, die folgende
Merkmale haben:
- - Ein erster Hochfrequenzpuls (Anregungs-Hochfrequenzpuls) erzeugt eine Quermagnetisierung
- - Mindestens zwei weitere Hochfrequenzpulse (Hochfrequenz- Refokussierungspulse), die auf den Hochfrequenz-Anregungs puls folgen, rephasieren diese Quermagnetisierung und er zeugen damit meßbare, von dem ersten Puls ausgelöste MR- Signale. Diese MR-Signale können z. B. in gleicher Weise phasencodiert sein, so daß man die Relaxation des Kernre sonanzsignales beobachten oder durch Mittelung das Signal- Rausch-Verhältnis verbessern kann. Bei modernen Anwendun gen gebräuchlicher ist allerdings eine unterschiedliche Phasencodierung der nach dem Anrege-Hochfrequenzpuls er zeugten MR-Signale, so daß die Datenerfassung für die Re konstruktion eines MR-Bildes schneller wird. Derartige Verfahren werden als Turbospinecho bezeichnet. Eine weiter verkürzte Meßzeit erzielt man, wenn man nach jedem Refo kussierungs-Hochfrequenzpuls auch noch den Auslesegradien ten mehrfach umkehrt und damit jeweils mehrere Signale gewinnt. Eine derartige Pulssequenz, wie sie z. B. im US- Patent 5,270,654 dargestellt ist, wird als Gradienten spinecho bezeichnet.
Aus der DE 34 34 161 C2 ist eine Multiecho-Sequenz bekannt,
bei der auf einen 90°-Anregehochfrequenzpuls mehrere 180°-
Refokussierungs-Hochfrequenzpulse folgen. Die nach jedem
Refokussierungs-Hochfrequenzpuls erhaltenen Spinechosignale
werden unterschiedlich phasencodiert.
Aus der DE 40 04 184 C2 ist es bekannt, daß aufgrund von Ma
gnetfeldinhomogenitäten Interferenzen aufgrund von Phasen
unterschieden von Spinechos und stimulierten Echos auftreten.
Der Artikel K. Oshio, F. Jolesz "Fast MRI by Creating Multi
ple Spin Echos in a CPMG Sequence", Magnetic Resonance in
Medicine 30, Seiten 251-255 (1993) untersucht die Phasenbe
dingungen bei den Signalbeiträgen von Spinechos und stimu
lierten Echos bei CPMG-Sequenzen.
Es ist bekannt, daß in einem Grundfeld ein geschalteter li
nearer Magnetfeldgradient, wie er an sich für die MR-Bildge
bung erforderlich ist, nicht isoliert erzeugt werden kann.
Vielmehr sind geschaltete Magnetfeldgradienten aufgrund der
Maxwellschen Gleichungen stets mit transversalen Feldkompo
nenten verbunden. Dieses Problem wird in einer Reihe von Li
teraturstellen erörtert.
Von D.G. Norris "Phase Errors in NMR Images", SMRM Abstracts
1985, Seiten 1037 bis 1038, wird auf das Problem der Phasen
verzerrungen aufgrund dieser unerwünschten Gradientenkompo
nenten in Zusammenhang mit der herkömmlichen Spin-Warp-Tech
nik hingewiesen. Zur Lösung des Problems wird vorgeschlagen,
einen bipolaren Puls durch zwei durch einen 180°-Hochfre
quenzpuls getrennte monopolare Pulse zu ersetzen.
Überwiegend wird das dargestellte Problem in der Literatur in
Zusammenhang mit dem Echo Planar Imaging (EPI) erörtert. Dies
rührt daher, daß der unerwünschte Effekt umso störender wird,
je größer die Gradientenamplitude in Relation zum Grundma
gnetfeld ist. Beim EPI-Verfahren sind jedoch besonders kurze
und damit hohe Gradienten erforderlich. Dabei werden folgende
Lösungen vorgeschlagen:
Von R. Coxon und P. Mansfield "EPI Spatial Distortion in Non-
Transverse Planes", SMRM Abstracts 1989, Seite 361, wird vor
geschlagen, die durch unerwünschte Gradientenkomponenten ver
ursachte räumliche Verzerrung durch Nachbearbeitung in den
gewonnenen Datensätzen oder durch dynamische Einstellung von
Shimströmen zu eliminieren.
Von D.G. Norris und J. Hutchinson "Concomitant Magnetic Field
Gradients and Their Effects on Imaging at Low Magnetic Field
Strength", Magnetic Resonance Imaging, Vol. 8, Seiten 33 bis
37, 1990, wird für Spinechos vorgeschlagen, bipolare Pulse,
wie sie z. B. zur Refokussierung bei Fluß angewandt werden,
durch unipolare Pulse zu ersetzen. Diese unipolaren Pulse
sind durch einen 180°-Hochfrequenzpuls getrennt, so daß sie
die Wirkung eines bipolaren Pulses haben.
Von R. M. Weisskoff et al "Nonaxial Whole-Body Instant Ima
ging" MRM 29, Seiten 796 bis 803 (1993), wird zur Reduktion
von Phasenfehlern bei einer EPI-Pulssequenz zwischen einem
90°-Puls und einem 180°-Puls ein Vorphasiergradient einge
fügt.
Keine dieser Literaturstellen beschäftigt sich jedoch mit
Multiecho-Bildgebung. Es wurde festgestellt, daß bei Multi
echo-Sequenzen im Bild Abschattungen auftreten, und zwar ins
besondere dann, wenn die Gradientenfeldstärke im Vergleich
zur Grundfeldstärke groß ist. Besonders gravierend wird das
Problem also bei geringen Grundfeldstärken und/oder starken
Gradienten.
Aufgabe der Erfindung ist es daher, ein Verfahren der ein
gangs genannten Art so auszugestalten, daß diese Abschattun
gen vermieden werden. Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß ge
löst durch die Merkmale des Anspruchs 1. Vorteilhafte Ausge
staltungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angege
ben.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispie
len nach den Fig. 1 bis 8 näher erläutert. Dabei zeigen:
Fig. 1 zur Erläuterung der Problemstellung eine Multiecho-
Pulssequenz mit einem in herkömmlicher Weise geschal
teten Schichtselektionsgradient GS und den zugeord
neten Phasenverläufen für lineare und quadratische
Gradiententerme,
Fig. 2 als erstes Ausführungsbeispiel der Erfindung eine
Multiecho-Pulssequenz mit einem modifizierten Puls
schema für den Schichtselektionsgradienten GS,
Fig. 3 eine Multiecho-Pulssequenz mit einem herkömmlich ge
schalteten Auslesegradienten GR,
Fig. 4 eine Multiecho-Pulssequenz mit einem Pulsschema für
den Auslesegradienten als zweites Ausführungsbeispiel
der Erfindung,
Fig. 5 eine Multiecho-Pulssequenz mit einem herkömmlichen
Schaltschema für den Auslesegradienten GR,
Fig. 6 eine Multiecho-Pulssequenz mit einem Schaltschema für
den Auslesegradienten GR nach einem dritten Ausfüh
rungsbeispiel der Erfindung,
Fig. 7 eine Multiecho-Pulssequenz mit einem herkömmlich ge
schalteten Phasencodiergradienten GP und
Fig. 8 eine Multiecho-Pulssequenz mit einem Schaltschema für
den Phasencodiergradienten GP nach einem Ausführungs
beispiel der Erfindung.
Zur Erläuterung der Problemstellung wird zunächst die Ent
stehung von transversalen Feldkomponenten bei geschalteten
Magnetfeldgradienten anhand der Maxwellschen Gleichungen er
läutert. Bei den folgenden Betrachtungen wird davon ausgegan
gen, daß ein kartesisches Koordinatensystem derart gewählt
wird, daß die z-Achse in der Richtung des Hauptmagnetfeldes
liegt. Ein Gradient G mit den Feldkomponenten Bx, By und Bz
erzeugt in Zusammenhang mit dem Grundmagnetfeld B₀ im Punkt
x, y, z folgendes Magnetfeld B:
Dabei sind x, y, z Einheitsvektoren in den jeweiligen
Richtungen. Für die MR-Bildgebung ist der Absolutwert von B
relevant:
Für kleine Gradientenfelder werden normalerweise nur die bei
den ersten Terme B₀ und Bz berücksichtigt, die das homogene
Grundfeld in Verbindung mit dem linearen Feldgradienten be
schreiben. Für Gradienten, die im Verhältnis zum Grundmagnet
feld stark sind, können die Terme 2. Ordnung nicht mehr ver
nachlässigt werden. Für den x-Gradienten der Stärke Gx ergibt
sich aus den Maxwell-Gleichungen folgendes:
Dies bedeutet also, daß ein x-Gradient eine in z-Richtung
quadratische Feldabhängigkeit 2. Ordnung erzeugt. Für einen
y-Gradienten der Stärke Gy ergibt sich ein ähnliches Ergeb
nis:
Für einen z-Gradienten der Stärke Gz ergibt sich unter der
Annahme einer Zylindersymmetrie folgendes:
Dies bedeutet, daß ein z-Gradient in radialer Richtung einen
quadratischen Term erzeugt.
Die obengenannten unerwünschten quadratischen Terme treten
bei allen Systemen unabhängig vom Gradientenspulendesign auf
und machen sich insbesondere bei Niederfeldsystemen und bei
hohen Gradienten störend bemerkbar.
Es wurde festgestellt, daß die obengenannten quadratischen
Terme in Multiechosequenzen zu Interferenzen führen, die die
Ursache für die beobachteten Abschattungen darstellen. Dies
wird im folgenden anhand der Fig. 1 näher erläutert.
In Fig. 1 ist eine herkömmliche Multiechosequenz darge
stellt, wobei von den erforderlichen Gradienten hier nur der
Schichtselektionsgradient GS betrachtet wird.
Zu Beginn der Sequenz wird zunächst unter einem positiven
Gradienten GS1 ein Hochfrequenz-Anregepuls RF1 eingestrahlt.
Dabei werden die Kernspins um 90° ausgelenkt, d. h. ein Quer
magnetisierung erzeugt. Mit ϕ1 wird der Phasenverlauf auf
grund der (gewünschten) linearen Terme des Schichtselektions
gradienten GS1, mit ϕ2 der Phasenverlauf aufgrund quadrati
scher Terme bezeichnet. Wie man sieht, läuft sowohl die Phase
ϕ1 als auch die Phase ϕ2 in der mit 1 bezeichneten zweiten
Hälfte des Schichtselektionsgradienten GS1 hoch. Zur Repha
sierung wird ein negativer Gradient GS2 eingeschaltet, unter
dem allerdings nur eine Rephasierung des ϕ1-Terms erfolgt,
während der ϕ2-Term weiter hochläuft.
Zum Zeitpunkt t₁ wird auf die Spins ein Refokussierungs-Hoch
frequenzpuls RF2 eingestrahlt, und zwar wieder unter der Wir
kung eines Schichtselektionsgradienten GS3. Dabei muß berück
sichtigt werden, daß dieser Puls infolge nicht idealer 180°
Drehwinkel nicht nur die vorhandene Quermagnetisierung um
kehrt, sondern auch die Erzeugung eines stimulierten Echos
einleitet. Die Phase im stimulierten Echopfad ist in Fig. 1
mit Punkten angegeben. Im primären Echopfad läuft die Phase
sowohl bezüglich des Terms ϕ1 als auch bezüglich des Terms ϕ2
in der mit 3 bezeichneten ersten Hälfte des Schichtselek
tionsgradienten GS3 zunächst hoch und wird dann invertiert.
Im stimulierten Pfad bleibt die Phasenlage für beide Terme
ϕ₁, ϕ₂ stehen.
Zum Zeitpunkt t₂ entsteht ein Spinechosignal S1, und zwar als
rein primäres Echo mit der Gesamtphase ϕ(S1):
Zum Zeitpunkt t₃ folgt ein weiterer Refokussierungs-Hochfre
quenzpuls unter der Wirkung eines Schichtselektionsgradienten
GS4. Hier wird nun die Phasenlage nicht nur im primären Echo
pfad, sondern auch im stimulierten Echopfad invertiert, und
zwar sowohl bezüglich der linearen Gradiententerme als auch
bezüglich der quadratischen Terme. Damit entsteht zum Zeit
punkt t₄ ein zweites Spinecho S2.
Dieses zweite Spinecho S2 und alle folgenden Spinechos stel
len eine Überlagerung primärer und stimulierter Echos mit
verschiedenen Phasenlagen dar. Die Phasenlage für die mit
einem hochgestellten "p" bezeichnete primäre Komponente ist:
Die Phasenlage der mit einem hochgestellten "s" bezeichneten
stimulierten Komponente ist:
Für eine korrekte Echoüberlagerung müßten diese Phasen iden
tisch sein:
ϕS(S2) = ϕp(S2) (16)
Für lineare Gradiententerme ist diese Bedingung - wie aus dem
Verlauf von ϕ₁ nach Fig. 1 ersichtlich - erfüllt
ϕp₁ - ϕS₁ = 0. Wenn man jedoch die Terme 2. Ordnung nach den
Gleichungen 6, 7 und 12 in Betracht zieht, ist die Bedingung
nicht erfüllt. Diese Terme führen zu ortsabhängigen Phasen
differenzen zwischen den verschiedenen Echotypen. Im schlimm
sten Fall führt die Überlagerung zweier Echotypen zu einer
Auslöschung, wenn die Phasendifferenz gleich π wird.
Wenn z. B. Gx der Schichtselektionsgradient ist, erhält man
B(t) aus Gleichung 6. Wenn man die Terme 2. Ordnung betrach
tet, erhält man die in Fig. 1 dargestellte Phasendifferenz
ϕp₂ - ϕs₂ der Terme 2. Ordnung wie folgt:
Im folgenden Beispiel werden folgende Parameter angenommen:
Pulsdauer der Teilpulse 1 bis 6 nach Fig. 1 = 2,4 ms
Gradientenstärke |Gx| = 7,0 mT/m
Gradientenstärke |Gx| = 7,0 mT/m
Für ein Niederfeldsystem mit einer Grundfeldstärke von 0,2 T
erhält man an der Position |z| = 10 cm:
Dies bedeutet, daß an der Position |z| = 10 cm eine destruk
tive Interferenz von primären und stimulierten Echos mit
starkem Signalverlust auftritt.
Es wurde also erkannt, daß die mit Gradiententermen 2. Ord
nung verbundene Interferenz die Ursache für Bildabschattungen
bei Multiechosequenzen darstellt.
Die destruktive Interferenz zum Zeitpunkt t₄, also bezüglich
des Spinechos S2 kann jedoch vermieden werden, indem man für
den jeweiligen Gradienten G folgende Bedingung einhält:
Diese Bedingung gilt für alle Gradientenrichtungen, da - wie
sich aus den Gleichungen 6, 7 und 12 ergibt - in allen Raum
richtungen dieselbe Abhängigkeit von G² ergibt. Ähnliche Be
dingungen müssen für alle folgenden Echos S2, S3, S4 . . . Sn
erfüllt werden, so daß man folgende allgemeine Bedingung er
hält:
In Fig. 2 ist ein Ausführungsbeispiel für eine Pulssequenz
dargestellt, bei der für den Schichtselektionsgradienten GS
die Bedingung gemäß Gleichung 21 erfüllt ist. Der Unterschied
zur Pulssequenz nach Fig. 1 besteht darin, daß der Teilpuls
2 nicht wie in Fig. 1 an den Schichtselektionsgradienten GS1
bzw. dessen Teilpuls 1 anschließt, sondern an den Schichtse
lektionsgradienten GS3 bzw. dessen Teilpuls 4. Ferner werden
identische Schichtselektionspulse 2 symmetrisch zu beiden
Seiten der nachfolgenden Schichtselektionsgradienten GS ange
fügt. Wie man an dem in Fig. 2 dargestellten Verlauf der
Phase ϕ₂ sieht, wird hier die Phasendifferenz ϕp₂ - ϕs₂ zwi
schen den ϕ₂-Termen des stimulierten und des primären Echos
Null, so daß eine konstruktive Interferenz auftritt.
Die bisherigen Betrachtungen bezogen sich lediglich auf den
Schichtselektionsgradienten. Dieser führt in der Praxis zu
den stärksten Interferenzen, da Auslesegradienten und Pha
sencodiergradienten meist kleiner sind. Auch für diese Gra
dienten kann jedoch die Pulssequenz so gewählt werden, daß
die Bedingung nach Gleichung 21 erfüllt ist.
Die Phasenverhältnisse für einen Auslesegradienten GR werden
nachfolgend anhand der Fig. 3 bis 6 erläutert. Fig. 3
zeigt einen herkömmlich geschalteten Auslesegradienten GR.
Zwischen dem Anrege-Hochfrequenzpuls RF1 und dem ersten Refo
kussierungs-Hochfrequenzpuls RF2 ist ein Gradientenpuls GR1
in Ausleserichtung geschaltet, der im Ausführungsbeispiel
eine skalierte Länge 1 und eine skalierte Höhe 3 haben soll.
Das erste Spinecho S1 wird ebenso wie alle nachfolgenden
Spinechos unter einem Auslesegradienten GR mit der skalierten
Höhe 1 und der skalierten Länge 2×3 ausgelesen. Wie man aus
dem dargestellten Phasenverlauf für die linearen Gradienten
terme sieht, ergibt sich das Spinechosignal S1 aus einer Re
fokussierung des primären Echos, bei den nachfolgenden Spin
echos werden auch stimulierte Echos refokussiert. Bezüglich
der quadratischen Gradiententerme ergibt sich allerdings kei
ne Phasengleichheit. Wenn man die für den Gradienten GR ange
nommenen Werte in Gleichung 21 einsetzt, so sieht man:
Gleichung 21 ist also nicht erfüllt. Beim Echosignal S2 tritt
die Phasendifferenz ϕp₂ - ϕs₂ auf, die zu einer destruktiven
Interferenz führen kann.
Dies kann beispielsweise vermieden werden, indem man gemäß
Fig. 4 den ersten Gradienten GR1 länger macht, wobei er im
Ausführungsbeispiel eine skalierte Höhe 1 und eine skalierte
Länge 3 hat. Der Phasenverlauf ϕ1 bezüglich des linearen Gra
diententerms ϕ1 bleibt dadurch weitgehend unverändert, ledig
lich die Anstiegssteilheit unter dem Gradienten GR1 wird ge
ringer. Bezüglich des quadratischen Gradiententerms wird je
doch unter dem Gradienten GR lediglich dieselbe Phasendrehung
erreicht wie bezüglich des linearen Gradiententerms. Damit
ist die Bedingung nach Gleichung 21 erfüllt:
Dies hat - wie in Fig. 4 dargestellt - zur Folge, daß beim
Spinecho S2 ebenso wie bei den nachfolgenden Spinechos keine
Phasendifferenz zwischen den primären und den stimulierten
Echos auftritt:
ϕp₂ - ϕs₂ = 0
Damit erfolgt also eine konstruktive Überlagerung der beiden
Signalterme.
In Fig. 5 ist ein weiteres Ausführungsbeispiel für einen
herkömmlichen Auslesegradienten GR dargestellt. In diesem
Fall ist hier der Auslesegradient symmetrisch zum jeweils
zugeordneten Echozeitpunkt und weist beidseitig negative Pul
se auf. Im Ausführungsbeispiel weist der positive Teil jedes
Auslesegradienten eine skalierte Länge von 2×2 und eine ska
lierte Höhe von 1, die negativen Pulse jeweils eine skalierte
Länge von 2 und eine skalierte Höhe von -1 auf. Wie die Dar
stellung der Phase ϕ1 zeigt, rephasiert die vom linearen Gra
dienten herrührende Phase sowohl bezüglich der primären als
auch bezüglich der stimulierten Echos exakt zu den Echozeit
punkten. Bezüglich der quadratischen Gradiententerme liegt
jedoch beispielsweise zum Zeitpunkt des Spinechos S2 wieder
eine Phasendifferenz ϕp₂ - ϕs₂ zwischen dem primären und dem
stimulierten Echopfad vor. Gleichung 21 ist nicht erfüllt, da
Damit kommt es wieder zu destruktiven Interferenzen mit Si
gnalauslöschung.
Fig. 6 zeigt ein Beispiel, wie man bei diesem Sequenztyp die
Phasendifferenz zwischen stimuliertem und primärem Echo ver
meiden kann. Im dargestellten Ausführungsbeispiel wird der
positive Teil des Auslesegradienten GR bei gleichbleibender
Amplitude 1 auf die Länge 2×3 verlängert, die negativen Teil
pulse dagegen bei gleichbleibender Amplitude -1 auf die Länge
1 verkürzt. Zwischen dem Anrege-Hochfrequenzpuls RF1 und dem
ersten Refokussierungs-Hochfrequenzpuls RF2 wird ein positi
ver Gradientenpuls GR mit einer skalierten Länge 1 und einer
skalierten Höhe 2 eingefügt. Bezüglich des linearen Gradien
tenterms fallen ab dem zweiten Spinecho S2 der primäre und
der stimulierte Echopfad wieder zusammen. Im Unterschied zur
herkömmlichen Sequenz nach Fig. 5 ist jedoch hier beispiels
weise beim zweiten Spinecho S2 die Bedingung nach Gleichung
21 erfüllt:
Damit gilt:
ϕp₂ - ϕs₂ = 0,
d. h., primäres und stimuliertes Echo überlagern sich kon
struktiv.
In den Fig. 7 und 8 ist schließlich noch ein Beispiel für
einen Phasencodiergradienten GP dargestellt. Dabei wird jedes
Spinecho S1, S2 . . . mit einem schrittweise fortgeschalteten
Phasencodiergradienten unterschiedlich phasencodiert. Die
schrittweise Fortschaltung ist in Fig. 7 durch die Linien im
Gradienten GP angedeutet. Nach jedem Spinecho S1, S2, . . .
wird die Phasencodierung durch einen Gradienten gleicher Am
plitude, jedoch entgegengesetzter Richtung wieder zurückge
setzt. Eine Betrachtung der Phasenverläufe ϕ1 und ϕ2 jeweils
für den stimulierten und den primären Echopfad zeigt auch
hier, daß herkömmliche Pulssequenzen in Phasencodierrichtung
bezüglich der quadratischen Gradiententerme zu einer Phasen
differenz zwischen primärem und stimulierten Echo führen und
damit Bildqualitätsprobleme auftreten können.
Ein Ausführungsbeispiel für eine Lösung dieses Problems be
züglich der Phasencodierrichtung ist in Fig. 8 dargestellt.
Hierbei wird zwischen dem Anrege-Hochfrequenzpuls RF1 und dem
ersten Refokussierungs-Hochfrequenzpuls RF2 ein bipolarer
Gradient in Phasencodierrichtung eingefügt. Ferner ist jeder
Phasencodierpuls ebenso wie die nach den Spinechos einge
schalteten Rephasierpulse bipolar. Mit einer derartigen Puls
sequenz läßt sich die Bedingung nach Gleichung 21 erfüllen,
so daß auch bei quadratischen Gradiententermen die Phasenab
weichungen zwischen primären und stimulierten Echopfaden Null
werden.
Es ist zu betonen, daß die dargestellten Gradientensequenzen
nur einige von vielen Möglichkeiten darstellen, die Bedingung
nach Gleichung 21 zu erfüllen und damit destruktive Interfe
renzen und die damit verbundenen Bildabschattungen zu vermei
den. Ebenso läßt sich dieses Prinzip nicht nur auf die darge
stellte Turbospinechosequenz anwenden, sondern - wie bereits
eingangs ausgeführt - auf jede beliebige Multiechosequenz.
Claims (6)
1. Verfahren zur Vermeidung von Bildabschattungen aufgrund
von destruktiven Interferenzen zwischen primären und stimu
lierten Echos bei Kernspintomographiegeräten, die mit Multi
echosequenzen unter Anlegung geeigneter Schichtselektions-,
Auslese- bzw. Phasencodiergradienten betrieben werden, wobei
zu einem Zeitpunkt t₀ mit einem Anregungs-Hochfrequenzpuls
(RF1) eine Quermagnetisierung von Spins in einem Untersu
chungsobjekt erzeugt wird, und wobei auf diesen Anregungs-
Hochfrequenzpuls (RF1) zu den Zeitpunkten t₁, t₃, t₅ . . . min
destens zwei Refokussierungs-Hochfrequenzpulse (RF2, RF3, RF4
. . .) folgen, die die Quermagnetisierung rephasieren und zu
den Zeitpunkten t₂, t₄, t₆ . . . Ausleseintervalle folgen,
dadurch gekennzeichnet, daß die
während der Pulssequenz geschalteten Gradienten (G) bezüglich
ihrer Komponenten in mindestens einer Richtung folgende Be
dingung erfüllen:
wobei n eine natürliche Zahl ist.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch ge
kennzeichnet, daß die Bedingung (1) für die
Komponenten der Gradienten in allen Raumrichtungen eingehal
ten wird.
3. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, wobei alle
Hochfrequenzpulse (RF1, RF2, RF3, RF4 . . .) unter der Wirkung
von Schichtselektionsgradienten (GS) eingestrahlt werden,
dadurch gekennzeichnet, daß nach
dem Schichtselektionsgradienten (GS2) für den ersten Refokus
sierungs-Hochfrequenzpuls (RF2) ein Gradient (2) in Schicht
selektionsrichtung folgt, dessen Amplitude gleich der Ampli
tude des Schichtselektionsgradienten (GS1) des Anrege-Hoch
frequenzpulses (RF1) und dessen Dauer halb so lang ist, und
daß jedem weiteren Schichtselektionsgradienten (GS) jeweils
ein identischer Gradient (2) vor- und nachgestellt wird.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, da
durch gekennzeichnet, daß jedes Kern
resonanzsignal (S) unter einem Auslesegradienten (GR) der
Länge T und der Amplitude A ausgelesen wird und wobei zwi
schen dem Anrege-Hochfrequenzpuls (RF1) und dem ersten Refo
kussierungs-Hochfrequenzpuls (RF2) ein Vorphasierpuls (GR1)
in Ausleserichtung eingefügt wird, wobei der Vorphasierpuls
(GR1) die Amplitude A und die Länge T/2 aufweist.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, da
durch gekennzeichnet, daß jedes
Kernresonanzsignal (S) unter einem Auslesegradienten der Län
ge T und der Amplitude A ausgelesen wird und wobei vor und
nach jedem Auslesegradienten (GR) jeweils ein inverser Ausle
segradient (GR⁻) geschaltet wird, wobei die Summe der Ampli
tuden-Zeitintegrale der inversen Auslesegradienten (GR⁻)
kleiner als das Amplituden-Zeitintegral des Auslesegradienten
(GR) ist und daß zwischen dem Anrege-Hochfrequenzpuls (RF1)
und dem ersten Refokussierungs-Hochfrequenzpuls (RF2) ein
Vorphasierpuls (GR1) in Ausleserichtung eingefügt ist, dessen
Amplituden-Zeitfläche so dimensioniert ist, daß die Bedingung
(1) nach Anspruch 1 für die Gradienten (GR) in Ausleserich
tung erfüllt ist.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, da
durch gekennzeichnet, daß vor jedem
Kernresonanzsignal (S) ein von Kernresonanzsignal zu Kernre
sonanzsignal schrittweise fortgeschalteter erster Phasenco
diergradient (GP1) und nach jedem Kernresonanzsignal (S) ein
entgegengesetzt gerichteter zweiter Phasencodiergradient
(GP2) mit gleichem Amplituden-Zeitintegral eingeschaltet
wird, wobei beide Phasencodiergradienten (GP1, GP2) als bi
polare Gradienten ausgeführt sind, daß zwischen Anrege-Hoch
frequenzpuls (RF1) und dem ersten Refokussierungs-Hochfre
quenzpuls (RF2) ein bipolarer Vorphasiergradient (GPV) einge
fügt ist und daß die Phasencodiergradienten (GP) und der bi
polare Vorphasiergradient (GPV) so aufeinander abgestimmt
sind, daß die Bedingung (1) nach Anspruch 1 erfüllt ist.
Priority Applications (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19520203A DE19520203C1 (de) | 1995-06-01 | 1995-06-01 | Verfahren zur Vermeidung von Bildabschattungen bei Kernspintomographiegeräten, die mit Multiechosequenzen betrieben werden |
US08/650,639 US5623207A (en) | 1995-06-01 | 1996-05-20 | Method for avoiding image occlusions in nuclear magnetic resonance tomography apparatus that are operated with multi-echo sequences |
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Cited By (1)
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Families Citing this family (8)
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---|---|---|---|---|
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FR2838195B1 (fr) * | 2002-04-05 | 2005-03-18 | Ge Med Sys Global Tech Co Llc | Procede d'imagerie rapide par resonnance magnetique nucleaire |
EP2585845A1 (de) * | 2010-06-24 | 2013-05-01 | Ramot at Tel Aviv University Ltd. | Magnetresonanzanalyse mit mehreren bipolaren gradientenpulspaaren |
DE102013206026B3 (de) * | 2013-04-05 | 2014-08-28 | Siemens Aktiengesellschaft | Optimierte Gradientenecho-Multiecho-Messsequenz |
US10578696B2 (en) * | 2014-04-02 | 2020-03-03 | New York University | System, method and computer-accessible medium for spectroscopic localization using simultaneous acquisition of double spin and stimulated echoes |
BR112018069045A2 (pt) | 2016-03-22 | 2019-01-29 | Hyperfine Res Inc | métodos e aparelho para homogeneização de campo magnético |
EP3748386A1 (de) | 2019-06-03 | 2020-12-09 | Siemens Healthcare GmbH | Minimierung der wirkungen von begleitenden feldern in der multi-echo-magnetresonanzbildgebung |
Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE3434161C2 (de) * | 1984-09-18 | 1988-07-28 | Bruker Medizintechnik Gmbh, 7512 Rheinstetten, De | |
US5270654A (en) * | 1991-07-05 | 1993-12-14 | Feinberg David A | Ultra-fast multi-section MRI using gradient and spin echo (grase) imaging |
DE4004184C2 (de) * | 1989-02-24 | 1994-08-11 | Siemens Ag | Verfahren zur Messung des räumlichen Magnetfeldverlaufs in einem Kernspin-Tomographen |
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---|---|---|---|---|
DE4035410C2 (de) * | 1989-11-20 | 2000-03-16 | Siemens Ag | Pulssequenz nach dem Echoplanarverfahren |
US5493224A (en) * | 1992-03-03 | 1996-02-20 | Hitachi, Ltd. | Ultra high-speed magnetic resonance imaging method and apparatus |
JPH0654817A (ja) * | 1992-04-24 | 1994-03-01 | Philips Electron Nv | 磁気共鳴画像方法及び装置 |
US5281916A (en) * | 1992-07-29 | 1994-01-25 | General Electric Company | NMR angiography using fast spin echo pulse sequences |
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- 1995-06-01 DE DE19520203A patent/DE19520203C1/de not_active Expired - Lifetime
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Patent Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE3434161C2 (de) * | 1984-09-18 | 1988-07-28 | Bruker Medizintechnik Gmbh, 7512 Rheinstetten, De | |
DE4004184C2 (de) * | 1989-02-24 | 1994-08-11 | Siemens Ag | Verfahren zur Messung des räumlichen Magnetfeldverlaufs in einem Kernspin-Tomographen |
US5270654A (en) * | 1991-07-05 | 1993-12-14 | Feinberg David A | Ultra-fast multi-section MRI using gradient and spin echo (grase) imaging |
Non-Patent Citations (5)
Title |
---|
Magn.Reson. Medicine 29, S. 796-803, (1993) * |
Magn.Reson.Imag., Vol. 8, 33-37, 1990 * |
SMRM Abstracts, 1985, S. 1037-1038 * |
SMRM Abstracts, 1989, S. 361 * |
US-Z.: "Magn. Reson. Med.", 30, S.251-255, (1993) * |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN111751772A (zh) * | 2019-03-27 | 2020-10-09 | 西门子医疗有限公司 | 多回波成像中信号损失的最小化 |
CN111751772B (zh) * | 2019-03-27 | 2023-06-02 | 西门子医疗有限公司 | 多回波成像中信号损失的最小化 |
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