DE19814950A1

DE19814950A1 - Verfahren der Kernspintomographie zur geräuschlosen Durchführung von Untersuchungen insbesondere der Hirnaktivierung

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Publication number: DE19814950A1
Application number: DE1998114950
Authority: DE
Inventors: Juergen Hennig
Original assignee: Universitaetsklinikum Freiburg; Albert Ludwigs Universitaet Freiburg
Current assignee: Universitaetsklinikum Freiburg; Albert Ludwigs Universitaet Freiburg
Priority date: 1998-04-03
Filing date: 1998-04-03
Publication date: 1999-10-07
Also published as: GB2337125B; GB9907652D0; GB2337125A

Abstract

Ein Verfahren der Kernspin(= MR)tomographie, bei welchem ein MR-Signal aus mehreren Schichten eines Untersuchungsvolumens durch gleichzeitiges Anlegen von mehreren Hochfrequenz(= HF)-Impulsen mit jeweils schmalem Anregungsprofil unter Anwesenheit eines Schichtselektionsgradienten angeregt wird, wobei die Phase der jeder einzelnen Schicht zugeordneten Einzel-HF-Impulse von einem Anregungsschritt zum nächsten in für jede Schicht eindeutige Weise variiert wird, und bei welchem eine Signalerzeugung durch Gradientenumkehr im Sinne eines Gradientenechos erfolgt, ist dadurch gekennzeichnet, daß die zur Signalanregung und Ortskodierung angewandten zeitlich veränderlichen Magnetfeldgradienten so angewendet werden, daß die Änderung der Stärke von Magnetfeldgradienten mit einer sigmodalen Funktion erfolgt, deren Zeitverhalten dadurch bestimmt ist, daß die durch die Gradientenschaltung verursachten Lorentzkräfte minimiert werden. Dadurch kann ein bekanntes Standardverfahren mit unaufwendigen Mitteln so modifiziert werden, daß eine möglichst geringe oder gar keine Lärmbelästigung des untersuchten Patienten entsteht.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren der Kernspin(= NR)tomo graphie, bei welchem ein MR-Signal aus mehreren Schichten eines Untersuchungsvolumen durch gleichzeitiges Anlegen von mehreren Hochfrequenz(= HF)-Impulsen mit jeweils schmalem Anregungsprofil unter Anwesenheit eines Schichtselektions gradienten angeregt wird, wobei die Phase der jeder einzel nen Schicht zugeordneten Einzel-HF-Impulse von einem Anre gungsschritt zum nächsten in für jede Schicht eindeutiger Weise variiert wird, und bei welchem eine Signalerzeugung durch Gradientenumkehr im Sinne eines Gradientenechos er folgt.

Ein solches Verfahren ist beispielsweise bekannt aus US-A-4,843,322.

Die am weitesten verbreiteten Verfahren für kernspintomogra phische Untersuchungen zur Hirnaktivierung verwenden das Prinzip des BOLD-Kontrastes. Diese Technik beruht auf der geänderten Gewebssuszeptibilität als Folge der Verschiebung des Verhältnisses von oxygeniertem zu deoxygeniertem Blut. Als Methode der Wahl hat sich hierbei vor allem das Verfah ren des echo-planar-imaging (EPI) durchgesetzt, welches in nerhalb einer kurzen Aufnahmezeit von 1-3 s die Aufnahme ei nes das ganze Gehirn umfassenden Datensatzes erlaubt.

Auf Systemen, welche nicht über die für EPI benötigte hohe Performance der verwendeten zeitlich veränderlichen Magnet feldgradienten verfügen, kann auch ein Gradientenecho-Ver fahren mit entsprechend langer Echozeit Verwendung finden. Ein für Lokalisationsexperimente gravierender Nachteil des letzteren Ansatzes ist es jedoch, dass hiermit lediglich Einzelschichten untersucht werden können, da die Aufnahme zeit für eine technisch durchaus mögliche Durchführung der Aufnahme als Mehrschichtverfahren deutlich mehr als 20 s be trägt und damit nicht mehr vereinbar ist mit der typischen Zeitskala der zu beobachtenden Aktivierungseffekte.

Die Mehrschichtfähigkeit von Gradientenecho-Sequenzen lässt sich durch neue Verfahren wie echo-shifting (ES-FLASH) (Liu, G., et al. Magn.Reson.Med. 30, 68-75(1993)) oder die MUSIC- Sequenz (T.Lönneker et al., Magn.Reson.Med. 35, 870-874 (1996)) zwar erheblich und signifikant verbessern. Als Nach teil muss hierbei jedoch in Kauf genommen werden, dass durch die zusätzlich angewandten Gradientenschaltschritte zusätz licher gradientenbedingter Lärm entsteht.

Bezüglich der Lärmbelastung ist eine Einzelschicht-Gradien tenecho Aufnahme zwar deutlich leiser als MUSIC, ES-FLASH oder gar EPI, jedoch in konventioneller Implementierung im mer noch so laut, dass Experimente, welche durch Lärm ge stört werden, nicht oder nur mit Abstrichen durchgeführt werden können. Beispiele hierfür sind zum einen Untersuchun gen des akustischen Wahrnehmungsapparates, jedoch auch Sprachparadigmen sowie Untersuchungen im Schlaf.

Die bisher vorgestellten Lösungen zur Durchführung leiser MR-Experimente sind entweder technisch sehr aufwendig (A New Silent MRI Using A Rotating DC Gradient. Z.H. Cho, et al., Proc.5th Ann.Meeting ISMRM, p.280 (1997)) oder beruhen auf Techniken mit intrinsisch niedrigem Signal-zu-Rausch Ver hältnis (Ultrafast Silent MRI Using FM DANTE Sequence. Z.H. Cho, et al. Proc.5th Ann.Meeting ISMRM, p.1822 (1997)).

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, ein Stan dardverfahren der eingangs beschriebenen Art mit möglichst unaufwendigen Mitteln so zu modifizieren, daß eine möglichst geringe oder gar keine Lärmbelästigung des untersuchten Pa tienten entsteht.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe auf ebenso überraschend einfache wie wirkungsvolle Art und Weise dadurch gelöst, daß die zur Signalanregung und Ortskodierung angewandten zeit lich veränderlichen Magnetfeldgradienten so angewendet wer den, dass die Änderung der Stärke von Magnetfeldgradienten mit einer sigmoidalen Funktion erfolgt, deren Zeitverhalten dadurch bestimmt ist, dass die durch die Gradientenschaltung verursachten Lorentzkräfte minimiert werden.

Damit steht ein Verfahren zur Durchführung von kernspintomo graphischen Messungen insbesondere der Hirnaktivierung be reit, welches den bei herkömmlichen Verfahren erheblich stö renden und bei einer Reihe von Untersuchungen auch die Er gebnisse verfälschenden Lärm der eingesetzten Magnetfeldgra dienten vermeidet. Das erfindungsgemäße Verfahren beruht da bei auf dem Prinzip einer Gradientenecho-Sequenz, wobei der störende Lärm dadurch vermieden wird, dass die zeitlich ver änderlichen Gradientenfelder mit einer Schaltcharakteristik, welche keine oder nur geringe akustischen Schwingungen ver ursacht, angewendet werden. Die Erzeugung von mehreren Schichten in einem Untersuchungszyklus wird durch die Anwen dung von speziellen Hochfrequenzanregungsimpulsen zur Schichtanregung bewirkt, welche mehrere Schichten simultan anregt, jedoch so, dass die erzeugten Signale jeder Schicht eine unterschiedliche örtliche Kodierung erhalten und so bei der Bildrekonstruktion separiert und den jeweiligen Einzel schichten zugeordnet werden können.

Der erste Schritt des erfindungsgemäßen leisen MR-Verfahrens entsprechend der Aufgabenstellung beruht auf der Tatsache, dass der größte Teil des Lärms einer kernspintomographischen Aufnahme durch die schnellen Schaltvorgänge der zeitlich veränderlichen Magnetfeldgradienten erzeugt wird. Durch die lokale Änderung des Magnetfeldes um einige mT in einer Zeit von unter 1 ms treten sehr starke Lorentzkräfte auf, welche auf die Gradientenspulen wirken und diese in mechanische Schwingungen versetzen. Über die Oberfläche des Gradienten systems werden diese auf die Luft im Magneten übertragen und führen zur Ausbildung von Schallwellen.

Für die Untersuchungsperson belästigend wirkt dabei zum ei nen der sogenannte Körperschall, welcher durch direkte me chanische Übertragung via Gradientenrohr, mechanische Befe stigung, Patientenliege direkt auf den Kopf wirkt, zum ande ren die Schallübertragung durch die Luft. Der wahrgenommene Schallpegel ist daher einerseits über die akustische Charak teristik des Gesamtsystems bezüglich der Weiterleitung von Körperschall bestimmt, zum andern auch in nicht unwesentli chem Umfang durch die Akustik des MR-Raums inklusive der zy lindrischen Magnetöffnung.

Die erfindungsgemäßen Maßnahmen zur Reduktion des Lärmes be stehen darin, zum einen die Schaltgeschwindigkeit der Ma gnetfeldgradienten zu reduzieren und andererseits dafür zu sorgen, dass die auftretenden periodischen Lorentzkräfte Schwingungen in einem Frequenzbereich anregen, welcher aus serhalb von Resonanzmaxima des Untersuchungsraumes liegt.

Bezüglich der Anregung von Schallwellen kommt hierbei der Umstand zu Hilfe, dass die Schwingungseigenschaften der üb licherweise eingesetzten Gradientenrohre nicht linear sind und unterhalb charakteristischer Schaltgeschwindigkeiten zu keinerlei wahrnehmbaren Schallschwingungen führen. Die die Schallemissionen verursachenden Lorentzkräfte sind propor tional zur zeitlichen Änderung des lokalen Magnetfeldes. Die Schwingung des Gradientenrohres und damit die verursachten Schallwellen werden in erster Linie durch zeitlich veränder liche Krafteinwirkung bedingt. Das Frequenzspektrum einer periodisch wiederholten kernspintomographischen Sequenz lässt sich damit durch die Fouriertransformierte der 2. Ab leitung des Gradientenschaltschemas beschreiben. Der wahrge nommene (Körper- oder Luft-) Schall ergibt sich dann aus der Übertragungscharakteristik des Systems angewendet auf diese Sequenz.

Unter einen "sigmoidalen Funktion" wird daher im Sinne der vorliegenden Erfindung eine Funktion verstanden, deren 2. Ableitung keine Spitzen, also keine diskreten Extrema auf weist.

Besonders bevorzugt ist eine Ausführungsform des erfindungs gemäßen Verfahrens, bei der die Änderung der Phase der Anre gungsimpulse von einem Anregungsschritt zum nächsten in Form eines für jede Einzelschicht konstanten und von Schicht zu Schicht unterschiedlichen Inkrements erfolgt. Dadurch er scheinen bei Kodierung des ausgelesenen Signals im Sinne der zwei-dimensionalen Fourier-Transformation die Bilder der Einzelschichten nach der Rekonstruktion gegeneinander ver setzt.

Vorteilhaft ist auch eine Weiterbildung, bei der die Phasen der Einzel-HF-Impulse zur Anregung der Einzelschichten so gegeneinander verschoben sind, dass die Hochfrequenzleistung und damit die spezifische Absorptionsrate erniedrigt wird. Damit läßt sich eine Hochfrequenz-bedingte Aufheizung des zu untersuchenden Patienten minimieren.

Diesem Zweck dient auch eine Verfahrensvariante, bei der die Einzel-HF-Impulse zur Anregung der Einzelschichten zeitlich versetzt angewendet werden.

Besonders einfach ist eine Weiterbildung dieser Verfahrens variante, bei der die unterschiedliche Dephasierung der Spins in Schichtselektionsrichtung durch die vorliegende und im allgemeinen unbekannte lokale Feldinhomogenität be wirkt wird, so dass die Signale aus Regionen unterschiedli cher Homogenität zumindest während eines Teils der Datenak quisitionszeit rephasiert vorliegen.

Alternativ dazu kann bei einer anderen Verfahrensvariante die durch den zeitlichen Versatz bedingte unterschiedliche Dephasierung der MR-Signale bezüglich des Schichtselektions gradienten dadurch kompensiert werden, dass ein entsprechen der Gradient während der Signalauslesung angewendet wird. Auch mit dieser Verfahrensvariante können die Echos inner halb des Auslese-Zeitfensters zur zeitlichen Deckung ge bracht werden.

Eine bevorzugte Weiterbildung dieser Verfahrensvarianten sieht vor, daß die durch den unterschiedlichen Zeitpunkt der Anregung jeder Einzelschicht bedingte unterschiedliche Echo zeit der Signale dadurch ausgeglichen wird, dass während der Signalanregung ein entsprechender Magnetfeldgradient in Richtung des Lesegradienten angewendet wird. Auf diese Weise können unterschiedliche Dephasierungen der Signale aus den Einzelschichten problemlos ausgeglichen werden.

Bei einer weiteren vorteilhaften Verfahrensvariante wird in der Zeit zwischen Signalanregung und Signalauslesung ein von einem Anregungsschritt zum nächsten inkrementierter Gradient in Richtung des Schichtselektionsgradienten angewendet. Da durch erfolgt die Signalabfolge der jeweiligen Einzelschich ten durch eine Linearkombination der für jede Schicht in charakteristischer Weise phasenkorrigierten Einzelsignale.

Denselben Zweck erfüllt auch eine Verfahrensvariante, bei der die Phasenänderung der HF-Impulse von einem Anregungs schritt zum nächsten nach dem Prinzip der Hadamard-Kodierung erfolgt. Diese Verfahrensvariante ist zwar technisch etwas einfacher realisierbar als die vorhergehend beschriebene, dafür müssen etwas schlechter Abbildungseigenschaften in Kauf genommen werden.

Weitere Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der Be schreibung und der Zeichnung. Ebenso können die vorstehend genannten und die noch weiter aufgeführten Merkmale erfin dungsgemäß jeweils einzeln für sich oder zu mehreren in be liebigen Kombinationen Verwendung finden. Die gezeigten und beschriebenen Ausführungsformen sind nicht als abschließende Aufzählung zu verstehen, sondern haben vielmehr beispielhaf ten Charakter für die Schilderung der Erfindung.

Die Erfindung ist in der Zeichnung dargestellt und wird an hand eines Ausführungsbeispiels näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 die zeitlichen Verläufe von Gradientenschaltungen sowie deren zugehöriger erster und zweiter Ablei tung, wobei in der Spalte A ein typisches Schalt schema für herkömmliche Gradientenschaltungen, in Spalte B ein Schaltschema für eine parabolische Schaltcharakteristik und in Spalte C ein Schaltsche ma für eine sinusoidale Schaltcharakteristik darge stellt ist;

Fig. 2 eine erfindungsgemäße Anregungs- und Meßsequenz im zeitlichen Verlauf mit drei simultanen Schichtselek tionsimpulsen der Frequenzen f1, f2, f3, einem Schichtselektionsgradienten Gs, einem Lesegradienten Gr, einem Phasencodiergradienten Gp sowie einem Gra dientenechosignal Rf, wobei die Veränderung der Gra dientenamplituden mit parabolischer Schaltcharakte ristik erfolgt;

Fig. 3 ein Schaltschema wie in Fig. 2 mit Anwendung eines Sättigungsimpulses S in Anwesenheit eines Schichtselektionsgradienten in Richtung von Gp;

Fig. 4 Sequenz wie Fig. 2, jedoch mit zeitlich gegeneinan der versetzten Schichtselektionsimpulsen f1, f2, f3;

Fig. 5 Sequenz wie Fig. 4, jedoch mit kleinem Kompensati onsgradienten in Schichtselektionsrichtung Gs;

Fig. 6a eine schematische Abfolge der Voxel bei senkrecht zum Schichtselektionsgradienten Gs ausgerichteter Schichtebene und Auslesung mit dem Lesegradienten Gr in einer Richtung senkrecht zum Schichtselektions gradienten Gs;

Fig. 6b wie Fig. 6a, jedoch mit einem Lesegradienten Gr, der nicht senkrecht auf dem Schichtselektionsgradienten Gs steht;

Fig. 7 Sequenz wie Fig. 5, jedoch mit zusätzlichem Kompen sationsgradienten in Richtung des Lesegradienten Gr;

Fig. 8 Sequenz wie Fig. 4, jedoch mit inkrementiertem Kom pensationsgradienten in Richtung des Schichtselekti onsgradienten Gs;

Fig. 9 eine Sequenz zum "Spiral-Imaging"; und

Fig. 10 Abtastschema beim "Spiral-Imaging" im k-Raum.

Fig. 1 zeigt (A) ein typisches Schaltschema als Bestandteil von MR-Sequenzen, bei welchem ein Gradient zunächst linear auf eine bestimmte Amplitude hochgefahren wird und nach ei ner gewissen Zeit auf einen anderen, in diesem Fall negative Amplitudenwert verändert und schliesslich wieder auf null gesetzt wird.

Ein typischer Zeitbereich für einen solchen Vorgang liegt im Millisekundenbereich oder darunter. Die erste Ableitung der Gradientenamplitude über die Zeit spiegelt die auftretenden Lorentzkräfte wieder, welche zu einer mechanischen Auslen kung und Deformation des Gradientenrohrs führen. Schall schwingungen werden durch die in der zweiten Ableitung re präsentierten Änderungen der Auslenkung und Deformation be dingt. Die Abfolge der beobachteten Spitzen der zweiten Ab leitung führt infolge der zeitlichen Abfolge im Millisekun denbereich zu Schallschwingungen mit Frequenzen um 1kHZ.

Wie in (B) gezeigt, führt eine Gradientenänderung mit einer parabolischen Schaltcharakteristik zu einer linearen Ände rung und damit zu einer zweiten Ableitung mit über die Schaltzeit konstanten Werten. Die Verteilung der Wirkungsam plitude über den gesamten Schaltbereich führt zu einer we sentlichen Reduktion der Schallamplitude. Bei einer sinusoi dalen Schaltung (C) werden die lärmverursachenden Spitzen ebenfalls vermieden.

Die passive Schalldämmung eines Kernspintomographiesystems besitzt typischerweise eine nicht-lineare Dämpfungscharakte ristik, wobei niederfrequente Frequenzanteile stärker ge dämpft werden als hochfrequente. Diese mit der Frequenz mo noton abfallende Dämpfungscharakteristik kann durch die aku stischen Eigenschaften des Patiententunnels sowie des Unter suchungsraumes erheblich beeinflusst werden, so dass die Ge samtübertragungsfunktion zu einer komplexen Funktion der An regungsfrequenz wird.

Eine Messung der gesamten Übertragungsfunktion lässt sich zweckmässigerweise durch frequenzabhängige Bestimmung des Schalldrucks durchführen, wobei die Gradienten sinusoidal geschaltet werden und die Frequenz der Sinusmodulation im relevanten Bereich variiert wird. Insbesonders zur Bestim mung der hochfrequenten Anteile lässt sich alternativ dazu das akustische Geräuschspektrum auch durch Anwendung eines kurzen Schallimpulses bestimmen. Hierbei bleiben dann aller dings diejenigen Schallanteile, welche sich über Resonanz in Form stehender Wellen ausbilden, weitgehend unberücksich tigt. Insbesondere für Räume ohne schalldämmende Elemente erfolgt die Messung dann besser durch periodische Wiederho lung von Gradientenpulsen, welche auch die Messung von sich ausbildenden stehenden Schallwellen erlauben. Bei stark nichtlinearer Schallcharakteristik empfiehlt es sich, das Schallspektrum direkt mit der zu verwendenden kernspintomo graphischen Messsequenz zu ermitteln.

Aus der Tatsache, dass das Schallspektrum sich in erster Nä herung aus der zweiten Ableitung der Gradientenschaltsequenz ergibt folgt, dass schnelle Änderungen der Gradientenschalt vorgänge vermieden werden sollten. Dies lässt sich dadurch erreichen, dass die üblicherweise eingesetzte trapezförmige Gradientenschaltung durch eine sigmoide Schaltcharakteristik ersetzt wird. Je nach Schallübertragungsfunktion kann es hierbei von Vorteil sein, die Schaltung mit konstanter 2. Ableitung (also als jeweils quadratisch ansteigende und wie der abfallende Funktion) durchzuführen oder mit einer Cha rakteristik mit zeitlich veränderlicher 2. Ableitung (etwa sinusoidal). Die Schaltzeit zur Änderung der Gradientenam plitude richtet sich dann nach dem noch als akzeptabel be trachteten Schallpegel.

Die hierbei auftretenden tolerierbaren Schaltzeiten lassen allerdings Messsequenzen, welche viele und schnell veränder liche Schaltvorgänge erfordern, nicht mehr zu. Daher ist dieses Prinzip nicht mit EPI-, MUSIC- und nur mit Einschrän kungen mit ES-FLASH vereinbar.

Eine einfache Einzelschichtaufnahme mittels Gradientenecho- Sequenz lässt sich zwar durch langsame Schaltvorgänge der Magnetfeldgradienten realisieren, erfüllt jedoch nicht den Erfindungszweck der möglichen Untersuchung mehrerer Schich ten mit adäquater räumlicher und zeitlicher Auflösung.

Für das erfindungsgemässe Verfahren muss die Gradientenecho sequenz daher so modifiziert werden, dass die Untersuchung mehrerer Schichten möglich ist, jedoch ohne oder zumindest nur mit geringfügiger Erweiterung der Zahl der Schaltschrit te der Magnetfeldgradienten.

Eine Möglichkeit der Aufnahme aus mehreren Schichten ist da bei durch Anwendung des Prinzips der Verwendung mehrschicht selektiver Pulse gegeben, wie sie aus (J.Hennig Magn.Re son.Med. 25: 289-298 (1992)) und (G.H.Glover, US Patent 4,843,322 (1989)) bekannt sind. Diese Pulse beruhen auf ei ner Überlagerung von Pulsen, welche jeweils eine einzelne Schicht anregen.

Die Überlagerung der Einzelpulse erfordert dabei keineswegs die Verwendung mehrerer Hochfrequenzsender nebst Hochfre quenzspulen. Vielmehr lässt sich die Überlagerung als einfa che Summe der Einzelsignale berechnen, so dass gerätetech nisch lediglich ein einziger Hochfrequenzimpuls verwendet werden muss, dessen Profil der geforderten Überlagerung ent spricht.

Im Sinne einer zwei-dimensionalen Fouriertransformation wird dabei die sogenannte k-Raum Matrix durch Wiederholung der Aufnahme unter Variation des Phasengradienten zeilenweise gefüllt. Die Phasenlage der Pulse jeder Einzelschicht wird bei jedem Anregungsschritt bezüglich der Referenzphase um einen Betrag fortgeschaltet, welcher von einem Anregungs schritt zum nächsten konstant ist, jedoch für jede angeregte Einzelschicht unterschiedlich. Für in unterschiedlich ange regte Schichten wählt man günstigerweise das Phaseninkrement Φi der i-ten Schicht zu

Φi = 2π (i-1)/m (1).

Im k-ten Aufnahmeschritt hat daher die i-te Schicht einen Phasenversatz von

ΦI, k = 2π k(i-1)/m (2).

In diesem Fall erscheinen nach der Fouriertransformation die Bilder der Einzelschichten um jeweils 1/m-tel der Bildgrösse in Phasenkodierrichtung gegeneinander versetzt. Eine über lappungsfreie Darstellung lässt sich dadurch erreichen, dass entweder das Abbildungsfeld der Datenaufnahme bei gleichbleibender Zahl der Bildpixel, also unter Reduktion der Bildauflösung, entsprechend vergrössert wird, wobei die se Vergrösserung in einer bevorzugten Implementierung ledig lich in der Phasenkodierrichtung des Bildes erfolgt.

Das Schaltschema einer solchen Sequenz ist in Fig. 2 gezeigt. Nach Anschalten eines Schichtselektionsgradienten Gs werden simultan drei Schichtselektionspulse mit den Frequenzen f1, f2 und f3 angelegt, deren Bandbreite so beschaffen ist, dass sie kleiner oder gleich gross der Differenz der jeweiligen Frequenzen ist um so in Verbindung mit Gs simultan Spins in mehreren separaten Schichten anzuregen.

Nach Beendigung der Schichtselektionspulse wird durch Anwen dung eines Lesegradienten Gr sowie eines Phasenkodiergradi enten Gp ein Signal im Sinne eines Gradientenechos ein Si gnal Rf erzeugt, wobei die Veränderung der Gradientenampli tuden entsprechend dem erfindungsgemässen Verfahren mit ei ner allmählichen (in diesem Fall parabolischen) Schaltcha rakteristik erfolgt. Die Amplitude des Phasenkodiergradien ten wird von einer Anregung zur nächsten geändert, um auf diese Weise nach mehrfacher Wiederholung einen Datensatz zur zwei-dimensionalen Fouriertransformation zu erhalten.

Bei Untersuchungen, welche lediglich einen Teilbereich des Kopfes erfassen sollen, besteht auch die Möglichkeit der Si gnalsättigung der nicht zu beobachteten Körperanteile mit in der Literatur bekannten Sättigungsverfahren. Eine gängige Methode hierzu besteht in der Anwendung eines Sättigungsim pulses S in Anwesenheit eines Schichtselektionsgradient in Richtung von Gp, wobei die Amplitude von S so gewählt wird, dass die z-Magnetisierung der durch die Bandbreite und Fre quenz von S sowie der Amplitude von Gp selektierten betrof fenen Spins zum Zeitpunkt der Anwendung der Anregungsimpulse gerade null ist und damit keinen Signalbeitrag liefert (Fig. 3).

Eine Alternative zur Vermeidung von unerwünschten Überlap pungen der Bilder unterschiedlicher Schichten besteht auch in einer Erweiterung des Abbildungsfeldes in Phasenkodier richtung um das m-fache bei entsprechend reduzierter Auflö sung in Phasenkodierrichtung. Eine Vergrösserung des Abbil dungsfeldes um das m-fache und damit eine Beibehaltung der Bildauflösung in Phasenrichtung ist zwar auch möglich, führt jedoch zu einer Verlängerung der Messzeit auf Grund der not wendigen grösseren Zahl von Messschritten mit unterschiedli cher Phasenkodierung.

Ein Problem bei der Anwendung von Mehrfachselektionspulsen besteht in der Tatsache, dass diese bei einfacher kohärenter Überlagerung die m-fache Amplitude gegenüber einem äquiva lenten Einzelschichtpuls aufweisen. Die insgesamt angewandte Hochfrequenzleistung steigt damit mit m², was insbesondere bei Geräten mit hoher Feldstärke von 2T oder mehr, wie sie bevorzugt für den angestrebten Anwendungszweck eingesetzt werden, zu Problemen bezüglich der Überschreitung der zuläs sigen SAR (=specific absorption rate) führt.

In (J.Hennig Magn.Reson.Med. 25: 289-298 (1992)) wurde be reits aufgezeigt, dass sich dieses Problem bei nicht-kohä renter Überlagerung reduzieren lässt, so dass dann die Hoch frequenzleistung lediglich linear mit der Schichtenzahl an steigt.

Eine andere Möglichkeit der Leistungsreduktion beruht darin, die für die Anregung der Einzelschichten verwendeten Puls profile zeitlich gegeneinander versetzt anzuwenden, wie dies in Fig. 4 gezeigt ist. Bei dieser Art der Implementierung werden die Spins der einzelnen Schichten auf Grund des zeit lichen Versatzes der Einzelanregungsimpulse der dephasieren den Wirkung des Schichtselektionsgradienten unterschiedlich lang ausgesetzt. Eine exakte Rephasierung tritt daher ledig lich für Spins einer einzelnen Schicht auf, während die Spins der jeweils anderen Schichten eine Dephasierung quer zur Schichtebene aufweisen.

Die Grösse dieser Dephasierung hängt vom zeitlichen Versatz der Pulse gegeneinander sowie von der Stärke des verwendeten Schichtselektionsgradienten ab. Eine Dephasierung um ca. 90° kann dabei als gerade noch tolerabel angesehen werden, da eine solche Dephasierung und der damit verbundene Signalver lust bei den verwendeten Sequenzen durchaus auch auf Grund von Magnetfeldinhomogenitäten auftreten kann.

Diese Dephasierung kann dann vermieden werden, wenn während der Zeit des Auslesens der Daten ein kleiner Kompensations gradient in Schichtselektionsrichtung angelegt wird, welcher dazu führt, dass die beobachteten Signale zu jeweils einem bestimmten und von Schicht zu Schicht leicht unterschiedli chen Zeitpunkt innerhalb des Datenakquisitionsfensters refo kussiert werden (Fig. 5).

Es ist allerdings zu beachten, dass durch die verwendeten Zusatzgradienten die Richtung von Schichtselektionsgradient und Lesegradient nicht mehr senkrecht aufeinanderstehen.

Wie in Fig. 6a schematisch dargestellt, bestimmt normaler weise die Senkrechte zum Schichtselektionsgradienten Gs die Ausrichtung der Schichtebene (= horizontale Voxelkante). Die Senkrechte des seinerseits orthogonal zum Schichtselek tionsgradienten Gs angelegten Lesegradienten Gr bestimmt die Blickrichtung auf das Voxel (= vertikale Voxelkante). Wenn also Schichtselektionsgradient Gs und Lesegradient Gr ortho gonal sind, ergeben sich rechteckige Voxel.

Fig. 6b zeigt schematisch, dass die in einem Bildpunkt zu sammengefassten Signale eines Voxels nicht mehr aus einem Quader senkrecht zur Bildebene stammen, wenn Schichtselekti onsgradient Gs und Lesegradient Gr nicht mehr orthogonal sind. Die Kanten des Voxels sind dann vielmehr in Richtung der durch Schichtselektions- und Lesegradienten definierten Bildebene gekippt.

In Anhang A ist gezeigt, welche Bedingungen für die zusätz lichen Gradienten jeweils erfüllt sein müssen und welche Bildgeometrie sich daraus ergibt. Der Zeitpunkt der nominel len Refokussierung bezüglich Lese- und Schichtselektionsgra dient ist in dieser Implementierung unterschiedlich. Solange der Unterschied der Echoauslesezeit in einem Bereich von +/-20% bleibt, ist der sich dadurch ergebende Kontrastunter schied der Einzelbilder der Schichten für den Anwendungs zweck allerdings unerheblich.

Die unterschiedliche Auslesezeit lässt sich korrigieren, wenn während der Anwendung der Pulse ein entsprechender Gra dient in Richtung des Lesegradienten geschaltet wird. Die vollständig kompensierte Sequenz ist in Fig. 7 dargestellt.

Analog lässt sich die unterschiedliche Dephasierung der Spins in den Einzelschichten auch dadurch kompensieren, dass in Schichtselektionsebene ein kleiner und von Aufnahme schritt zu Aufnahmeschritt analog zum Phasenkodiergradient inkrementierter Gradient angewandt wird (Fig. 8). Dies führt zu einer Kippung der Voxelkanten in Richtung des Phasenko diergradienten.

Bei beiden Varianten ist zu beachten, dass die Nicht-Ortho gonalität der Bildebene zur Schichtselektionsebene nur für kleine Kippwinkel θ tolerierbar ist (θ « 30°, bevorzugte Werte sind 10° oder weniger), da ansonsten eine starke Bild unschärfe infolge eines Verlustes an Kanteninformation auf tritt. Allgemein gilt, dass der akzeptable Wert für θ umso kleiner ist, je dicker die untersuchte Schicht im Vergleich zur Bildauflösung wird.

Schliesslich soll noch darauf hingewiesen werden, dass das lässt, welche nicht auf einer Bildkodierung nach dem Prinzip der zwei-dimensionalen Fouriertransformation beruhen. Solche Verfahren sind zum Beispiel durch die Methode der Signalko dierung im Sinne einer gefilterten Rückprojektion bekannt oder auch im Sinne des sogenannten "Spiral-Imaging". Vor al lem letzteres eignet sich auf Grund der Art der Signalkodie rung besonders zur Implementierung als "stille" Sequenz. Hierbei werden während der Signalauslesung beide Gradienten in der Bildebene so verändert, so dass die Signalkodierung einer Spirale im k-Raum folgt (Fig. 9).

Die in den bisherigen Sequenzen als Gr und Gp bezeichneten Gradienten werden nun als Gx und Gy bezeichnet, da hier kei ne offensichtliche Unterscheidung als Lese- oder Phasenko diergradient möglich ist. Die drei Gradienten Gs, Gx und Gy kennzeichnen jedoch wie bisher senkrecht aufeinanderstehende Magnetfeldgradienten.

Bei einer für den Anwendungszweck akzeptablen Aufnahmezeit von 30-50 ms und unter Einbehaltung der Rahmenbedingung ei ner zur Lärmunterdrückung hinreichend langsamen zeitlichen Änderung der Magnetfeldgradienten lässt sich der sogenannte k-Raum nicht mit einer zur Bildrekonstruktion ausreichend dichten Spirale abtasten, vielmehr gelingt lediglich die Ab tastung von typischerweise 1-4 Windungen pro Aufnahme schritt. Im Sinne einer segmentierten Aufnahme lässt sich eine hinreichend vollständige Abtastung durch Wiederholung unter entsprechender Änderung der Spirale erreichen (Fig. 10).

Die Aufnahme von mehreren simultanen Schichten entsprechend der obigen Beschreibung wird dann im einfachsten Fall so durchgeführt, dass für m Schichten entsprechend obiger Be schreibung die Aufnahme für jede Teilspirale m-fach wieder holt wird, wobei die Phase der Pulse jeder Einzelschicht, wie beschrieben, von einer Aufnahme zur nächsten weiterge schaltet wird. Das Signal der einzelnen Schichten lässt sich daraus dann durch Linearkombination der aufgenommenen Signa le errechnen. Zur Bestimmung des Signals Si der i-ten Schicht werden daher die jeweils m aufgenommenen Signale in ihrer Phase so korrigiert, dass sämtliche Teilsignale der i-ten Schicht kohärent sind. Für die k-te Teilaufnahme Sk (mit k= 1 bis m) beträgt diese Korrektur folglich entspre chend (2):

-ΦI,k =-2π k(i-1)/m.

S_i ergibt sich daher zu

Da bei diesem Vorgehen die m Einzelsignale der anderen Schichten gleichmässig dephasiert vorliegen, werden sie bei der Aufsummierung ausgemittelt. Durch die m-fache Wiederho lung der jeweiligen Teilspiralen verlängert sich dabei die Aufnahmezeit um den Faktor m. Auf Grund der intrinsisch schnelleren Datenaufnahme durch die geringere Anzahl von Teilspiralen zur hinreichend dichten Aufnahme der k-Raumda tenmatrix ist dies jedoch mit den zeitlichen Rahmenbedingun gen einer Aufnahme unter 20 s durchaus zu vereinbaren.

Gegenüber der sequentiellen Aufnahme von m Einzelschichten, welche in derselben Messzeit durchgeführt werden kann, bie tet diese Art der Aufnahme eine Verbesserung des Signal-zu- Rausch Verhältnisses um den Faktor m^1/2. Auch bei dieser Im plementierung kann es günstig sein, eine durch einen zeitli chen Versatz der Anregungsimpulse erzielte unterschiedliche Dephasierung der Signale der einzelnen Schichten durch einen schwachen Gradienten in Schichtselektionsebene während der Datenauslesung sukzessive von Schicht zu Schicht zu kompen sieren. Auf Grund der speziellen Abbildungseigenschaften nicht-rectilinearer k-Raum-Abtastungsverfahren werden da durch nämlich eventuelle Restsignale der jeweils durch Line arkombination nicht vollständig kompensierten Signale als diffuse und daher wenig störende Artefakte über die Bildebe ne ausgebreitet. Eine Implementierung des Verfahrens kann auch mit simultanen Einzelpulsen analog zu Fig. 2 durchge führt werden.

Dieselbe Strategie lässt sich auch für andere Ortskodie rungsverfahren wie gefilterte Rückprojektion und selbst für nicht-Fourierkodierungsverfahren wie Wavelet-encoding, sin gular value decomposition (SVD) u.ä. anwenden.

Schliesslich sei noch darauf hingewiesen, dass eine eindeu tige Kodierung der Signale der Einzelschichten auch dadurch möglich ist, dass die Phase der Anregungsimpulse entspre chend dem Prinzip der Hadamard-Kodierung erfolgt.

Abschliessend sei noch erwähnt, dass das hier beschriebene Verfahrensprinzip auch zur Durchführung von MR-tomographi schen Untersuchungen angewendet werden kann, die nicht zur Beobachtung der Hirnaktivierung dienen. So können die be schriebenen Sequenzen beispielsweise überall dort eingesetzt werden, wo der bei herkömmlichen MR-Untersuchungen auftre tende Gradientenlärm für den Patienten belastend ist oder aus anderen Gründen vermieden werden soll. Beispiele sind Untersuchungen an schlafenden Patienten und Probanden, ins besonders Kleinkindern oder an besonders schreckhaften Per sonen.

Schliesslich soll noch darauf hingewiesen werden, dass sich das in Fig. 5 gezeigte Prinzip der sukzessiven Refokussierung der Einzelsignale durch Anlegen eines Gradienten in Schicht ebene und damit die Beobachtung eines Bildes mit zur Bilde bene gekippten Voxeln auch dazu eignet, nicht absichtlich herbeigeführte unterschiedliche Dephasierung von Signalen zu kompensieren. Es kann vielmehr auch dazu angewendet werden, unabsichtliche und unbekannte Dephasierungen, wie sie etwa durch lokal unterschiedliche Feldhomogenitäten verursacht werden, zumindest über einen partiellen Teil des Aufnahme fensters zu kompensieren und kann damit zur Verbesserung der Bildqualität auch konventioneller Aufnahmen wie konventio nelle Gradientenecho-Sequenzen aber auch echo planar imaging verwendet werden.

Anhang A

Die Bandbreite der Einzelpulse jeder Schicht sei BW, die Zahl der Schichten n, die Schichten sind unmittelbar anein andergrenzend, so dass der Abstand von Schichtmitte zu Schichtmitte ebenfalls BW beträgt. Bei einer zeitlichen Ver zögerung dt gegeben durch

dt = 1/(n BW) (A1)

der Abfolge der Einzelpulse tritt völliger Kohärenzverlust der Profile der Einzelpulse ein, da bei diesem zeitlichen Abstand die relative Phase der benachbarten Schichten zuge ordneten Pulse gerade 360°/n beträgt, das heisst, die Vekto ren des Hochfrequenzfeldes sind in der Ebene gleich verteilt.

Bei einer Schichtdicke SL errechnet sich die verwendete Gra dientenstärke Gs des Schichtselektionsgradienten zu:
Gs = BW/SL 1/γ, (A2)

wobei γ das gyromagnetische Verhältnis darstellt.

Das Gradientenintegral zwischen der Mitte des zeitlich er sten und letzten Pulses beträgt demnach

Gs dt = 1/(n SL) 1/γ (A3).

Es ist damit nur von der Distanz der jeweils äussersten Schichten abhängig, nicht jedoch von der Bandbreite der ver wendeten Pulse.

Bei einer Auslesezeit AQ der Signale ergibt sich die Stärke des während der Aufnahme anzulegenden Gradienten Gsr in Schichtselektionsrichtung zu

Gsr = Gs dt/aq.

Für eine Aufnahme mit einer Aufnahmezeit aq für MX Daten punkte ergibt sich eine spektrale Weite SW der Aufnahmefre quenz zu

SW = MX/(2 aq).

Die Stärke des Lesegradienten Gr zur Erreichung eines Beobachtungsfensters der Grösse FOV ist damit gegeben durch

Gr = MX/(2 aq FOV) 1/γ (A4).

Für typische Werte von BW= 1kHz, SL= 5mm, n=3, aq= 25.6 ms, FOV=25 cm und MX=256 ergibt sich

Gsr = 0.061 mT/m.

Der Lesegradient beträgt

Gr = 0.469 mT/m.

Der Kippwinkel α der Voxel zur Bildebene beträgt damit

arctan α = Gsr/Gr und damit α = 7.41°.

Ein solcher Kippwinkel ist durchaus vertretbar und führt zu keiner nennenswerten Reduktion der Bildqualität. Bei einem grösseren Gsr tritt die Refokussierung der Signale der Ein zelschichten während eines Zeitintervals, welches kleiner als aq ist, auf. Es ist dafür Sorge zu tragen, dass der ne gative Gradient in Schichtselektionsrichtung zwischen der Zeit der Anregung durch die Hochfrequenzimpulse und der Da tenauslesung eine Amplitude hat, so, dass die Spins aller Schichten zu einem definierten und innerhalb des Acquisiti onsfensters liegenden Zeitpunkt rephasiert werden.

Claims

1. Verfahren der Kernspin(= MR)tomographie, bei welchem ein MR-Signal aus mehreren Schichten eines Untersu chungsvolumen durch gleichzeitiges Anlegen von mehreren Hochfrequenz(= HF)-Impulsen mit jeweils schmalem Anre gungsprofil unter Anwesenheit eines Schichtselektions gradienten angeregt wird, wobei die Phase der jeder einzelnen Schicht zugeordneten Einzel-HF-Impulse von einem Anregungsschritt zum nächsten in für jede Schicht eindeutiger Weise variiert wird, und bei welchem eine Signalerzeugung durch Gradientenumkehr im Sinne eines Gradientenechos erfolgt dadurch gekennzeichnet, dass die zur Signalanregung und Ortskodierung angewandten zeitlich veränderlichen Magnetfeldgradienten so ange wendet werden, dass die Änderung der Stärke von Magnet feldgradienten mit einer sigmoidalen Funktion erfolgt, deren Zeitverhalten dadurch bestimmt ist, dass die durch die Gradientenschaltung verursachten Lorentzkräf te minimiert werden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Änderung der Phase der Anregungsimpulse von einem Anregungsschritt zum nächsten in Form eines für jede Einzelschicht konstanten und von Schicht zu Schicht un terschiedlichen Inkrements erfolgt.

3. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da durch gekennzeichnet, dass die Phasen der Einzel-HF-Im pulse zur Anregung der Einzelschichten so gegeneinander verschoben sind, dass die Hochfrequenzleistung und da mit die spezifische Absorptionsrate erniedrigt wird.

4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da durch gekennzeichnet, dass die Einzel-HF-Impulse zur Anregung der Einzelschichten zeitlich versetzt angewen det werden.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die unterschiedliche Dephasierung der Spins in Schicht selektionsrichtung durch die vorliegende und im allge meinen unbekannte lokale Feldinhomogenität bewirkt wird, so dass die Signale aus Regionen unterschiedli cher Homogenität zumindest während eines Teils der Da tenakquisitionszeit rephasiert vorliegen.

6. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die durch den zeitlichen Versatz bedingte unterschied liche Dephasierung der MR-Signale bezüglich des Schichtselektionsgradienten dadurch kompensiert wird, dass ein entsprechender Gradient während der Signalaus lesung angewendet wird.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 6, dadurch ge kennzeichnet, dass die durch den unterschiedlichen Zeitpunkt der Anregung jeder Einzelschicht bedingte un terschiedliche Echozeit der Signale dadurch ausgegli chen wird, dass während der Signalanregung ein entspre chender Magnetfeldgradient in Richtung des Lesegradien ten angewendet wird.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 7, dadurch ge kennzeichnet, dass in der Zeit zwischen Signalanregung und Signalauslesung ein von einem Anregungsschritt zum nächsten inkrementierter Gradient in Richtung des Schichtselektionsgradienten angewendet wird.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 3 bis 8, da durch gekennzeichnet, dass die Ortskodierung der MR-Si gnale aus der Bildebene im Sinne des Verfahrens des "spiral imaging" erfolgt und die zugrundeliegende Se quenz zur Messung von m Einzelschichten m-fach wieder holt wird, wobei die Phase des zur Anregung jeder Ein zelschicht verwendeten HF-Impulses von einem Anregungs schritt zum nächsten in Form eines für jede Einzel schicht konstanten und von Schicht zu Schicht unter schiedlichen Inkrements erfolgt.

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 3 bis 8, da durch gekennzeichnet, dass die Phasenänderung der HF-Impulse von einem Anregungsschritt zum nächsten nach dem Prinzip der Hadamard-Kodierung erfolgt.