DE19905720A1 - Fast-Spinecho-Impulsfolge für eine diffusions-gewichtete Abbildung - Google Patents

Abstract

Erfindungsgemäß wird in einem Magnetresonanz-Abbildungssystem eine Diffusions-gewichtete Fast-Spinecho-(FSE)Impulsfolge zur Erfassung von Daten zur Erzeugung eines Bildes angewendet. Jeder FSE-Impulsfolge geht eine Diffusionsgewichtungs-Impulsfolge voraus, und es werden Komponenten der Diffusions-gewichteten Spinmagnetisierung, die Bildartefakte erzeugen, durch eine Kombination aus Gradientenimpulsen und einem RF-Impuls unterdrückt, die vor der Durchführung der FSE-Impulsfolge angelegt werden.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft kernmagnetische Resonanz­ abbildungsverfahren und -systeme. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf eine verbesserte Fast-Spinecho-Impulsfolge zur Verwendung bei der Diffusions-gewichteten Magnetreso­ nanz-(MR-)Abbildung.

Jeder Kern mit einem magnetischen Moment versucht sich mit der Richtung des Magnetfeldes auszurichten, in dem er vorhan­ den ist. Dabei präzediert der Kern jedoch um diese Richtung bei einer charakteristischen Winkelfrequenz (Larmor-Fre­ quenz), die von der Stärke des Magnetfeldes und von den Eigenschaften der bestimmten Kernarten (der gyromagnetischen Konstante γ des Kerns) abhängt. Kerne, die dieses Phänomen zeigen, werden nachstehend als "Spins" bezeichnet.

Wird eine Substanz, wie menschliches Gewebe, einem gleichmä­ ßigen Magnetfeld (Polarisationsfeld B₀) ausgesetzt, versuchen sich die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Ge­ webe mit diesem Polarisationsfeld auszurichten, präzedieren jedoch darum in zufälliger Ordnung an ihrer charakteristi­ schen Larmorfrequenz. Ein netto-magnetisches Moment M_z wird in der Richtung des Polarisationsfeldes erzeugt, allerdings heben die zufällig orientierten magnetischen Komponenten in der senkrechten oder transversalen Ebene (x-y-Ebene) einander auf. Wird die Substanz oder das Gewebe allerdings einem Ma­ gnetfeld (Anregungsfeld B₁) ausgesetzt, das sich in der x-y-Ebene und nahe der Larmor-Frequenz befindet, kann das netto­ ausgerichtete Moment M_z in die x-y-Ebene gedreht oder gekippt werden, um ein netto-transversales magnetisches Moment Mt zu erzeugen, das sich in der x-y-Ebene bei der Larmor-Frequenz dreht oder "spint". Der praktische Wert dieses Phänomens liegt in dem Signal, das durch die angeregten Spins emittiert wird, nachdem das Anregungssignal B₁ aufgehört hat. Es gibt viele verschiedene Meßfolgen, bei denen dieses kernmagneti­ sche Resonanz-(NMR-)Phänomen ausgenutzt wird.

Wenn die kernmagnetische Resonanz (NMR) zur Erzeugung von Bildern verwendet wird, wird ein Verfahren zum Erhalten von NMR-Signalen von bestimmten Orten in dem Subjekt verwendet. Typischerweise wird der abzubildende Bereich (der in Frage kommende Bereich) durch eine Folge von NMR-Meßzyklen abgeta­ stet, die sich entsprechend dem verwendeten besonderen Loka­ lisierungsverfahren verändern. Der resultierende Satz empfan­ gener NMR-Signale wird zur Rekonstruktion des Bildes und Ver­ wendung eines einer Vielzahl bekannter Rekonstruktionsverfah­ ren digitalisiert und verarbeitet. Zur Durchführung einer derartigen Abtastung ist es natürlich erforderlich, NMR-Sig­ nale von bestimmten Orten in dem Subjekt hervorzubringen. Dies wird durch Verwendung magnetischer Felder (G_x, G_y und G_z) bewirkt, die die gleiche Richtung wie das Polarisationsfeld B₀ aber einen Gradienten entlang der jeweiligen x-, y- und z-Achse haben. Durch die Steuerung der Stärke dieser Gradienten während jedes NMR-Zyklus kann die Ortsverteilung der Spin-An­ regung gesteuert und der Ort der resultierenden NMR-Signale identifiziert werden.

Die meisten der gegenwärtig zur Erzeugung medizinischer Bil­ der verwendeten NMR-Abtastungen brauchen viele Minuten zur Erfassung der erforderlichen Daten. Die Verringerung dieser Abtastzeit ist eine wichtige Überlegung, da eine verringerte Abtastzeit den Patientendurchsatz erhöht, den Komfort des Pa­ tienten verbessert und die Bildqualität durch Verringerung von Bewegungsartefakten verbessert.

Das Konzept der Erfassung von NMR-Bilddaten in einem kurzen Zeitabschnitt ist seit 1977 bekannt, als die Echo-Planar-Im­ pulsfolge von Peter Mansfield (J. Phys. C. 10: L55L58, 1977) vorgeschlagen wurde. Gegenüber Standard-Impulsfolgen erzeugt die Echo-Planar-Impulsfolge einen Satz von NMR-Signalen für jeden RF-Anregungsimpuls. Diese NMR-Signale können separat phasenkodiert werden, so daß eine gesamte Abtastung von 64 Ansichten in einer einzelnen Impuls folge von 20 bis 100 ms Dauer erfaßt werden kann. Die Vorteile der Echo-Planar-Ab­ bildung (EPI) sind bekannt, und eine Vielzahl von Variatio­ nen dieser Impulsfolge sind in der US-A-4 678 996, der US-A-4 733 188, der US-A-4 716 369, der US-A-4 355 282, der US-A-4 588 948 und der US-A-4 752 735 offenbart. Unvorteilhafterwei­ se sind mit der EPI-Impulsfolge selbst bei der Verwendung herkömmlicher Fast-Gradientensysteme Schwierigkeiten bezüg­ lich wirbelstromabhängiger und suszeptibilitätsinduzierter Bildverzerrungen verbunden.

Eine Variante des Echo-Planar-Abbildungsverfahrens ist die Rapid Acquisition Relaxation Enhanced (RARE)-Folge, die von J. Hennig et al. in einem Artikel in Magnetic Resonance in Medicine 3,823-833 (1986) mit dem Titel "RARE Imaging: A Fast Imaging Method for Clinical MR" beschrieben ist. Der grundle­ gende Unterschied zwischen der RARE-Folge und der EPI-Folge liegt in der Art und Weise, wie die Echosignale erzeugt wer­ den. Bei der RARE-Folge werden RF-nachfokussierte Echos ver­ wendet, die aus einer Carr-Purcell-Meiboom-Gill-Folge erzeugt sind, während bei den EPI-Verfahren Gradientenrückrufechos verwendet werden. Diese Fast-Spinecho-Imupulsfolge wird all­ gemein als problemfreies Verfahren zur Erfassung mehrfacher k-Raum-Linien mit einer Anregung betrachtet. Sie ist bei­ spielsweise bezüglich Feldinhomogenitäten und Gradientenzeit­ verlauffehlern viel weniger empfindlich als die Echoplanarab­ bildung. Da der Auslesegradient anders als bei der Echo­ planarabbildung immer positiv ist, ist ferner die Gradienten­ wiedergabetreue ein untergeordnetes Problem.

Es gibt allerdings mehrere kritische Parameter bezüglich der Fast-Spinecho-Impulsfolge, die, wenn sie falsch eingestellt sind, erhebliche Bildartefakte erzeugen können. Diese bein­ halten die Hochfrequenz-(RF-)Impulsbeabstandung und Phasenbe­ ziehungen, und auch die Bereiche bzw. Flächen der Auslesegra­ dientenimpulse. Zuerst ist es erforderlich, daß die Zeit zwi­ schen den Mittelpunkten des Anregungsimpulses und des ersten Nachfokussierimpulses die Hälfte der Zeit zwischen den Mit­ telpunkten der angrenzenden Nachfokussierimpulse sind. Zwei­ tens sollten die Echos und die Nachfokussier-RF-Impulse den gleichen Phasenwinkel haben. Dies wird üblicherweise durch die Einstellung der Phase des Anregungs-RF-Impulses auf 90° bezüglich der Phase der Nachfokussier-RF-Impulse erreicht. Mit diesen Erfordernissen ist die Tatsache verbunden, daß die Fläche des Auslesegradientenimpulses zwischen dem Anregungs- und dem ersten Nachfokussier-RF-Impuls gleich der Hälfte der Fläche des Auslesegradientenimpulses zwischen jedem nachfol­ genden Nachfokussierimpuls sein sollte.

Für eine herkömmliche Fast-Spinecho-(FSE-)Abbildung können die vorstehend angeführten kritischen Parameter auf relativ einfache Art und Weise gesteuert werden. Allerdings gibt es eine Anzahl von Abbildungsituationen, in denen der erforder­ liche Grad der Phasensteuerung zwischen den RF-Impulsen und den Echos schwer zu erreichen ist. Eine dieser Situationen ist die Diffusions-gewichtete Abbildung, bei der große bzw.

ausgedehnte Gradientenimpulse verwendet werden und resultie­ rende Wirbelströme vorherrschender sind.

Bei der Duffsions-gewichteten Abbildung wird ein Paar großer Gradientenimpulse zu Beginn der Impulsfolge verwendet, um die erfaßten NMR-Signale bezüglich der Spin-Bewegung empfindlich zu machen. Im allgemeinen wird eine derartige Abbildung unter Verwendung einer Einzel-Aufnahme-EPI-Impulsfolge durchge­ führt, wobei allerdings schwerwiegende Bildverzerrungen auf­ treten können. Eine von Butts et al. in Magnetic Resonance in Medicine, 38, 741-749 (1997) vorgeschlagene Lösung besteht in der Verwendung einer Mehrfach-Aufnahme-EPI-Erfassung mit Na­ vigatorsignalen, die zur Korrektur von Phasenfehlern verwen­ det werden.

Es wurde der Versuch einer Diffusions-gewichteten FSE unter­ nommen, aber die großen Bewegungskodierungsgradienten zu Be­ ginn der Impulsfolge rufen Wirbelströme hervor, die mit der Phasenbeziehung zwischen dem Anregungs- und den Nachfokus­ sierimpulsen interferieren. Norris et al. schlugen in Magne­ tic Resonance in Medicine, 27, 142-164 (1992) ein Verfahren zur Steuerung der Phase in einer FSE-Impulsfolge vor, bei dem die Trennung zweier kohärenter Wege enthalten ist, wobei le­ diglich eines der kohärenten Signale verwendet wird. Ein Pro­ blem dieses Ansatzes besteht in der starken Oszillation der Echosignalamplitude, die ohne Korrektur eine schwerwiegende Geisterbildbildung in dem Bild verursacht. Eine ähnliche Idee wurde von Shick in Magnetic Resonance in Medicine, 39, 638- 644 (1997) vorgeschlagen, in der die Echosignalamplitude er­ höht ist. Alsop offenbart in Magnetic Resonance in Medicine, 39, 527-533 (1997) ein Verfahren zur Verringerung der Oszil­ lationen in der Amplitude dieser Echosignale.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, Bildartefakte bei einer Diffusions-gewichteten FSE-Erfassung zu unterdrüc­ ken.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch eine verbesserte Fast-Spinechofolge und insbesondere eine Fast-Spinecho-Im­ pulsfolge zur Durchführung einer Diffusions-gewichteten Ab­ bildung gelöst.

Die Erfindung stellt eine Verbesserung einer herkömmlichen Fast-Spinecho-Impulsfolge dar, bei der eine Diffusions- Vorbereitungs-Impulsfolge zur Erzeugung einer Diffusions­ gewichteten transversalen Spinmagnetisierung durchgeführt wird, ein erster Phasenverschiebungsgradientenimpuls zur Pha­ senverschiebung der transversalen Spinmagnetisierung angelegt wird, ein RF-Impuls zum Kippen einer Komponente der phasen­ verschobenen transversalen Spinmagnetisierung entlang der Längsachse angelegt wird, ein zweiter Phasenverschiebungsgra­ dientenimpuls zur Phasenverschiebung der verbleibenden Kompo­ nenten der transversalen Spinmagnetisierung angelegt wird, und eine Fast-Spinecho-Impulsfolge zur Erzeugung einer Folge von NMR-Echosignalen aus der einen entlang der Längsachse ge­ kippten Komponente durchgeführt wird. Ein Gradientenimpuls wird nach jedem RF-Nachfokussierimpuls in der Fast-Spinecho-Im­ pulsfolge zur Umphasung der Diffusions-gewichteten Spinma­ gnetisierung vor jeder NMR-Echosignalerfassung erzeugt.

Die gewünschte Diffusions-gewichtete Spinmagnetisierung wird durch ihr Kippen in die Längsachse "gesichert". Die FSE-Im­ pulsfolge kippt die gewünschte Diffusions-gewichtete Spin­ magnetisierung zurück in die transversale Ebene und erzeugt die Folge von NMR-Echosignalen.

Die Erfindung wird nachstehend anhand eines bevorzugten Aus­ führungsbeispiels unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeich­ nung näher beschrieben. Es zeigen:

Fig. 1 ein Blockschaltbild eines MRI-Systems, bei dem die Er­ findung angewendet wird,

Fig. 2 ein Blockschaltbild eine Sende-/Empfangseinrichtung, die einen Teil des in Fig. 1 gezeigten MRI-Systems bildet,

Fig. 3 eine graphische Darstellung einer herkömmlichen Fast- Spinecho-Impulsfolge,

Fig. 4 eine graphische Darstellung der verbesserten Fast- Spinecho-Impulsfolge, bei der die Erfindung verwendet wird, und

Fig. 5 eine graphische Darstellung der Veränderungen der Echosignalgröße bei einer herkömmlichen Fast-Spinecho-Im­ pulsfolge.

In Fig. 1 sind die Hauptkomponenten eines bevorzugten Magnet­ resonanz-Abbildungssystems (MRI-Systems) gezeigt, das die Er­ findung beinhaltet. Der Betrieb des Systems wird von einer Bedienerkonsole 100 aus gesteuert, die eine Tastatur und ein Steuerpult 102 und eine Anzeigeeinrichtung 104 enthält. Die Konsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit einem separaten Computersystem 107, das einem Bediener die Steue­ rung der Erzeugung und Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm bzw. der Anzeigeeinrichtung 104 ermöglicht. Das Computersy­ stem 107 enthält eine Vielzahl von Einrichtungen, die mitein­ ander über eine Rückwandplatine kommunizieren. Diese beinhal­ ten eine Bildverarbeitungseinrichtung 106, eine Zentralverar­ beitungseinrichtung (CPU) 108 und eine Speichereinrichtung 113, die als Bildspeicher zur Speicherung von Bilddatenarrays bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einem Platten­ speicher 111 und einem Bandlaufwerk 112 zur Speicherung von Bilddaten und Programmen verbunden und kommuniziert über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115 mit einer separa­ ten Systemsteuerung 122.

Die Systemsteuerung 122 enthält einen Satz von Einrichtungen, die miteinander durch eine Rückwandplatine verbunden sind. Diese enthalten eine Zentralverarbeitungseinrichtung (CPU) 119 und eine Impulserzeugungseinrichtung 121, die über eine serielle Verbindung 125 mit der Bedienerkonsole 100 verbunden ist. Über diese Verbindung 125 empfängt die Systemsteuerung 122 Befehle von dem Bediener, die die durchzuführende Ab­ tastfolge anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 be­ dient die Systemkomponenten zur Ausführung der gewünschten Abtastfolge. Sie erzeugt Daten, die den Zeitverlauf, die Stärke und Form der zu erzeugenden RF-Impulse und den Zeit­ verlauf und die Länge des Datenerfassungsfensters anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 ist mit einer Gruppe Gra­ dientenverstärker 121 zur Anzeige des Zeitverlaufs und der Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenim­ pulse verbunden. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungssteu­ ereinrichtung 129, die Signale von einer Vielzahl verschiede­ ner mit dem Patienten verbundener Sensoren empfängt, wie EKG-Sig­ nale von Elektroden oder Atmungssignale von der Lunge.

Schließlich ist die Impulserzeugungseinrichtung 121 mit einer Abtastraumschnittstellenschaltung 133 verbunden, die Signale von verschiedenen mit dem Zustand des Patienten und des Ma­ gnetsystems verbundenen Sensoren empfängt. Über die Abta­ straumschnittstellenschaltung 133 empfängt ein Patientenposi­ tionierungssystem 134 Befehle zur Bewegung des Patienten an die gewünschte Position zur Abtastung.

Die durch die Impulserzeugungseinrichtung 121 erzeugten Gra­ dientensignalverläufe werden an ein Gradientenverstärkersy­ stem 127 aus G_x-, G_y- und G_z-Verstärkern angelegt. Jeder Gra­ dientenverstärker erregt eine entsprechende Gradientenspule in einer allgemein mit 139 bezeichneten Anordnung zur Erzeu­ gung der Magnetfeldgradienten, die zur Positionskodierung er­ faßter Signale verwendet werden. Die Gradientenspulenanord­ nung 139 bildet einen Teil einer Magnetanordnung 141, die ei­ nen Polaristionsmagneten 140 und eine Ganzkörper-RF-Spule 152 enthält. Eine Sende-/Empfangseinrichtung 150 in der System­ steuerung 122 erzeugt Impulse, die durch einen RF-(Hoch­ frequenz-)Verstärker 151 verstärkt und der RF-Spule 152 durch einen Sende-/Empfangsschalter 154 zugeführt werden. Die resultierenden durch die angeregten Kerne in dem Patienten abgestrahlten Signale können durch die gleiche RF-Spule 152 erfaßt und über den Sende-/Empfangsschalter 154 einem Vorver­ stärker 153 zugeführt werden. Die verstärkten NMR-Signale werden in dem Empfängerabschnitt der Sende-/Em­ pfangseinrichtung 150 demoduliert, gefiltert und digitali­ siert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 wird durch ein Signal von der Impulserzeugungseinrichtung 152 zur elektrischen Ver­ bindung des RF-Verstärkers 151 mit der Spule 152 während des Sendemodus und zur Verbindung des Vorverstärkers 153 währen des Empfangsmodus gesteuert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 ermöglicht auch die Verwendung einer separaten RF-Spule (beispielsweise einer Kopfspule oder Oberflächenspule) in dem Sende- und dem Empfangsmodus.

Die durch die RF-Spule 152 aufgenommenen NMR-Signale werden durch die Sende-/Empfangseinrichtung 150 digitalisiert und einer Speichereinrichtung 160 in der Systemsteuerung 122 zu­ geführt. Ist die Abtastung abgeschlossen und wurde ein voll­ ständiges Datenarray in der Speichereinrichtung 160 erfaßt, führt eine Arrayverarbeitungseinrichtung 161 eine Fourier-Trans­ formation bei den Daten in ein Array von Bilddaten durch. Diese Bilddaten werden dem Computersystem 107 über die serielle Verbindung 115 zugeführt, wo sie auf dem Platten­ speicher 111 gespeichert werden. Im Ansprechen auf von der Bedienerkonsole 100 empfangene Befehle können diese Bilddaten auf dem Bandlaufwerk 112 archiviert oder durch die Bildverar­ beitungseinrichtung 106 weiterverarbeitet und der Bediener­ konsole 100 zugeführt und auf der Anzeigeeinrichtung 104 daragestellt werden.

Gemäß den Fig. 1 und 2 erzeugt die Sende-/Em­ pfangseinrichtung 150 das RF-Anregungsfeld B1 über den Leistungsverstärker 151 und eine Spule 152A und empfängt die in einer Spule 152B induzierten resultierenden Signale. Wie es vorstehend angeführt ist, können die Spulen 152A und B wie in Fig. 2 gezeigt getrennt vorhanden sein, oder sie können eine einzelne Ganzkörperspule sein, wie es in Fig. 1 gezeigt ist. Die Basis- oder Trägerfrequenz des RF-Anregungsfeldes wird unter der Steuerung eines Frequenzsynthetisierers 200 erzeugt, der einen Satz digitaler Signale (CF) von der CPU 119 und der Impulserzeugungseinrichtung 121 empfängt. Diese digitalen Signale zeigen die Frequenz und Phase des am Aus­ gang 201 erzeugten RF-Trägersignals an. Der angewiesene RF-Träger wird einem Modulator und Aufwärtswandler 202 zuge­ führt, in dem seine Amplitude im Ansprechen auf ein Signal R(t) moduliert wird, das auch von der Impulserzeugungsein­ richtung 121 empfangen wird. Das Signal R(t) definiert die Hüllkurve des zu erzeugenden RF-Anregungsimpulses und wird in der Einrichtung 121 durch aufeinanderfolgendes Auslesen einer Folge gespeicherter digitaler Werte erzeugt. Diese gespei­ cherten digitalen Werte können wiederum von der Bedienerkon­ sole 100 aus geändert werden, um die Erzeugung einer beliebi­ gen gewünschten RF-Impuls-Hüllkurve zu ermöglichen.

Die Größe des am Ausgang 205 erzeugten RF-Anregungsimpulses wird durch eine Anreger-Dämpfer-Schaltung 206 gedämpft, die einen digitalen Befehl TA von der Rückwandplatine 118 emp­ fängt. Die gedämpften RF-Anregungsimpulse werden dem Lei­ stungsverstärker 151 zugeführt, der die RF-Spule 152A erregt. Eine ausführlichere Beschreibung dieses Abschnitts der Sende-/Em­ pfangseinrichtung 122 ist in der US-A-4 952 877 gegeben.

Gemäß den Fig. 1 und 2 wird das durch das Subjekt erzeugte Signal durch die Empfängerspule 152B aufgenommen und über den Vorverstärker 153 dem Eingang einer Empfängerdämpfungsein­ richtung 207 zugeführt. Die Empfängerdämpfungseinrichtung 207 verstärkt das Signal weiter um einen Betrag, der durch ein von der Rückwandplatine 118 empfangenes digitales Dämpfungs­ signal (RA) bestimmt wird.

Das empfangene Signal befindet sich an oder um die Larmorfre­ quenz, und dieses Hochfrequenzsignal wird in einem Zweistu­ fenvorgang durch einen Abwärtswandler 208 heruntergewandelt, der zuerst das NMR-Signal mit dem Trägersignal auf der Lei­ tung 201 und dann das resultierende Differenzsignal mit dem 2,5 MHz-Bezugssignal auf der Leitung 204 mischt. Das herunter­ gewandelte NMR-Signal wird dem Eingang eines Analog-Digi­ tal-(A/D-)Wandlers 209 zugeführt, der das analoge Signal abtastet und digitalisiert und es einer digitalen Erfassungs- und Si­ gnalverarbeitungseinrichtung 210 zuführt, die 16-Bit-In-Pha­ se-(I-)Werte und 16-Bit-Quadratur-(Q-)Werte entsprechend dem empfangenen Signal erzeugt. Der resultierende Strom digi­ talisierter I- und Q-Werte des empfangenen Signals wird über die Rückwandplatine 118 zu der Speichereinrichtung 160 ausge­ geben, wo er zur Rekonstruktion eines Bildes verwendet wird.

Das 2,5 MHz-Bezugssignal sowie das 250 kHz-Abtastsignal und die 5-, 10- und 60-MHz-Bezugssignale werden durch eine Bezugsfre­ quenzerzeugungseinrichtung 203 aus einem gemeinsamen 20-MHz-Mas­ tertaktsignal erzeugt. Eine ausführlichere Beschreibung des Empfängers ist in der US-A-4 992 736 gegeben.

In Fig. 3 ist eine herkömmliche Fast-Spinecho-NMR-Impulsfolge gezeigt, die als 2DFT-RARE-Folge bekannt ist. Aus Klarheits­ gründen sind lediglich vier Echosignale 301-304 in Fig. 3 ge­ zeigt, aber es ist ersichtlich, daß in jeder "Aufnahme" meh­ rere erzeugt und erfaßt werden können. Diese NMR-Echosignale werden durch einen 90°-RF-Anregungsimpuls 305 erzeugt, der während des Vorhandenseins eines G_z-Schnittauswahlgradienten­ impulses 306 zum Kippen der Längsmagnetisierung und zur Aus­ bildung einer transversalen Magnetisierung in einem Schnitt durch den Patienten erzeugt wird. Diese transversale Magneti­ sierung wird durch jeden selektiven 180°-RF-Nach­ fokussierimpuls 307 zur Erzeugung der NMR-Spinechosignale 301 bis 304 nachfokussiert, die während des Vorhandenseins von G_x-Auslesegradientenimpulsen 308 erfaßt werden. Jedes NMR-Spinechosignal 301 bis 304 wird durch jeweilige G_y-Phasenkodierungsimpulse 309 bis 313 separat phasenkodiert. Die Größe jedes Phasenkodierungsimpulses ist unterschiedlich, und wird über 256 Werte zur Erfassung 256 separater Ansichten während einer vollständigen Abtastung gestuft. Dadurch wird die Rekonstruktion eines Bildes mit 256 separaten Bildelemen­ ten in der Y-Richtung ermöglicht. Jedes NMR-Spinechosignal wird durch Digitalisierung von 256 Abtastungen jedes Signals erfaßt. Infolgedessen wurden beim Abschluß einer Abtastung für ein Bild 16 Aufnahmen (256/16=16) der Impulsfolge in Fig. 3 ausgeführt und ein 256-mal-256-Elementarray komplexer Zah­ len erfaßt. Eine Variation dieser Fast-Spinecho-Impulsfolge beinhaltet Brechergradientenimpulse 316. Diese Brechergra­ dienten 316 weisen die gleiche Fläche auf und werden unmit­ telbar vor und nach jedem Nachfokussier-RF-Impuls 307 ange­ legt.

Ein Bild wird durch Durchführung einer zweidimensionalen (2D) Fourier-Transformation bei diesem Bilddatenarray und dann durch Berechnung des Absolutwertes jedes sich ergebenden kom­ plexen Elements rekonstruiert. Ein 256-mal-256-Bild­ elementbild wird somit erzeugt, in dem die Helligkeit je­ des Bildelements durch die Größe seines entsprechenden Ele­ ments in dem transformierten Array bestimmt wird.

Bei der herkömmlichen Fast-Spinecho-Impulsfolge in Fig. 3 weist der RF-Anregungsimpuls 305 einen Kippwinkel von 90° und die RF-Nachfokussierimpulse nominale Kippwinkel von 180° auf. In der Praxis werden allerdings andere Kippwinkel zwischen 90° und 180° verwendet. Außerdem kennzeichnet die Notation "90°_y" und "180°_y", daß der RF-Phasenwinkel zwischen dem RF-Impuls 305 und den Nachfokussierimpulsen 307 90° beträgt.

Diese Phasenschieberbeziehung ist wichtig, da die bei Auf­ rechterhaltung dieser Phasenbeziehung erzeugten Echosignale alle das gleiche Vorzeichen haben. Wenn dagegen die RF-Im­ pulse alle in Phase sind, alternieren die erzeugten Echosi­ gnale bezüglich des Vorzeichens. Ist daher der Phasenwinkel zwischen dem RF-Anregungsimpuls 305 und den Nachfokussierim­ pulsen 307 0°, oszillieren die Echosignalamplituden, wenn 180°-Nachfokussierimpulse verwendet werden. Die herkömmliche Fast-Spinecho-Impulsfolge ist daher bezüglich des geeigneten Aufrechterhaltens der Quadraturphasenbeziehungen bzw. Phasen­ schieberbeziehungen zwischen dem RF-Anregungsimpuls 305 und den Nachfokussier-RF-Impulsen 307 empfindlich.

Diese Phasenempfindlichkeit einer herkömmlichen Fast- Spinecho-Impulsfolge ist in Fig. 5 dargestellt, die den Ef­ fekt zeigt, den ein RF-Anregungsimpuls in Phase bezüglich der Echosignalamplituden hat. Der Kurvenverlauf 330 zeigt, wie die Echosignalamplitude bezüglich des Vorzeichens alterniert, wenn ein 180°-RF-Nachfokussierimpuls verwendet wird. Die Kur­ venverläufe 332 und 334 stellen die Echosignalamplitude dar, wenn der Kippwinkel des RF-Nachfokussierimpulses auf jeweils 135° und 90° verringert ist. Die Echosignalamplituden fallen mit ansteigender Echozahl schnell auf null ab. Dies wird durch ein Aufheben zwischen den Spinechos und den stimulier­ ten Echos verursacht. Die Periode der Oszillationen der Signalamplitude ist gleich 360° geteilt durch den Fokus­ sierimpulskippwinkel.

Gemäß Fig. 4 ist das bevorzugte Ausführungsbeispiel der zur Ausübung der Erfindung verwendeten Impuls folge eine Stan­ dard-FSE-Folge, die durch eine Diffusionsvorbereitung der Längsma­ gnetisierung eingeleitet wird. Die Diffusionsvorbereitung wird durch große Bewegungskodierungsgradientenimpulse 350, 352 und 354 entlang der jeweiligen z-, y- und x-Gra­ dientenachse durchgeführt. Diese Bewegungskodierungsgra­ dienten 350, 352 und 354 sind Teil einer Spinechofolge aus einem selektiven 90°-RF-Anregungsimpuls 356 und einem selek­ tiven 180°-RF-Nachfokussierimpuls 358. Der RF-Anregungsimpuls 356 erzeugt eine transversale Magnetisierung in einem durch einen Schnittauswahlgradientenimpuls 360 bestimmten Schnitt­ ort, und der RF-Impuls 358 fokussiert die transversale Magne­ tisierung während des Vorhandenseins eines zweiten Schnit­ tauswahlgradientenimpulses 362 nach. Die bewegungsempfindli­ che transversale Magnetisierung wird somit zu einem durch die gestrichelte Linie 364 angezeigten Zeitpunkt nachfokussiert.

Die Fast-Spinecho-(FSE-)Impulsfolge beginnt mit dem 90°-RF-An­ regungsimpuls 305, der während des Vorhandenseins eines Schnittauswahlgradientenimpulses 306 erzeugt wird. Wie es vorstehend beschrieben ist, werden die 180°-RF-Nach­ fokussierimpulse 307 und die Phasenkodierungsgradienten­ impulse 309 zu dem geeigneten Zeitpunkt zur Erzeugung von NMR-Echosignalen (in Fig. 4 nicht gezeigt) angelegt, die wäh­ rend der Auslesegradientenimpulse 308 erfaßt werden. In Fig. 4 ist lediglich ein Teil der FSE-Impulsfolge gezeigt, und für den Fachmann ist ersichtlich, daß sie für soviele NMR-Echo­ signale wie in der Aufnahme gewünscht fortgesetzt wird. FSE-Aufnahmen von ETL = 40 bis 72 sind typisch bei der Diffu­ sions-gewichteten Abbildung.

Die Erfindung ist eine Verbesserung der vorstehend beschrie­ benen Impulsfolge, bei der ein Phasenverschiebungsgradienten­ impuls 370 entlang der Auslesegradientenachse G_x zur Phasen­ verschiebung der während des Diffusionsgewichtungsvorgangs erzeugten transversalen Magnetisierung angelegt wird. Dies bedeutet, daß innerhalb jedes Volumenelements die transversa­ le magnetisierte Spinphase über 360° in der transversalen (d. h. x,y) Ebene ausgebreitet wird. Ein 90°-Rf-Impuls 372 wird dann während des Vorhandenseins eines Schnittauswahlgra­ dienten 374 zum Kippen der entlang der y-Achse orientierten Spinmagnetisierung zurück in die longitudinale z-Achse ange­ legt. Ein zweiter Phasenverschiebungsgradientenimpuls 376, der entlang der G_y-Phasenkodierungsachse angelegt wird, wird dann zur Phasenverschiebung der restlichen in der transversa­ len Ebene verbleibenden transversalen Magnetisierung ange­ legt. Der 90°-RF-Anregungsimpuls 305 kippt die artefaktfreie Spinmagnetisierung, die entlang der z-Achse "gesichert" ist, durch den RF-Impuls 372 zurück in die transversale Ebene, wo NMR-Echosignale in der Carr-Purcell-Meiboom-Gill-Folge er­ zeugt werden.

Um lediglich die Diffusions-gewichteten Komponenten der transversalen Magnetisierung nachzufokussieren, wird ein Um­ phasungs-Gradientenimpuls 380 entlang der G_x-Ausleseachse ge­ nau nach jedem RF-Nachfokussierimpuls 307 angelegt. Dieser Umphasungsgradientenimpuls 380 unterdrückt jede T1-gewichtete Signalkomponente, die während der Diffusionsvorbereitungsfol­ ge wiederhergestellt worden sein könnte. Außerdem haben die Umphasungsgradientenimpulse 380 die gleiche Größe wie der Phasenverschiebungsgradientenimpuls 370. Nachdem jedes Diffu­ sions-gewichtete Echosignal erfaßt ist, wird ein Rückdrehgra­ dientenimpuls 382 der gleichen Größe angelegt. Die Rückdreh­ gradienten 382 stellen sicher, daß die CPMG-Bedingung, die fordert, daß die Gradientenfläche zwischen benachbarten Nach­ fokussierimpulsen 307 das Zweifache der Gradientenfläche zwi­ schen dem Anregungsimpuls 305 und dem ersten Nachfokussierim­ puls 307 beträgt, erfüllt ist.

Eine Vielzahl von Abwandlungen des bevorzugten Ausführungs­ beispiels sind möglich, ohne vom Schutzbereich der Erfindung abzuweichen. Die Polarität des Phasenverschieungsgradienten­ impulses 370 kann umgekehrt werden, und der zweite Phasenver­ schiebungsgradientenimpuls 376 kann in einer beliebigen Rich­ tung angelegt werden. Die Gradientenimpulse 370, 380 und 382 können auch in einer beliebigen Richtung angelegt werden, so­ lange alle drei Gradienten in der gleichen Richtung angelegt werden. Für den Fachmann sind natürlich auch andere Abwand­ lungen denkbar, wie die Verwendung von Nachfokussierimpulsen mit Kippwinkeln von weniger als 180°.

Erfindungsgemäß wird in einem Magnetresonanz-Abbildungssystem eine Diffusions-gewichtete Fast-Spinecho-(FSE-)Impulsfolge zur Erfassung von Daten zur Erzeugung eines Bildes angewen­ det. Jeder FSE-Impulsfolge geht eine Diffusionsgewichtungs-Im­ pulsfolge voraus, und es werden Komponenten der Diffusions­ gewichteten Spinmagnetisierung, die Bildartefakte erzeugen, durch eine Kombination aus Gradientenimpulsen und einem RF-Im­ puls unterdrückt, die vor der Durchführung der FSE-Im­ pulsfolge angelegt werden.

Claims (11)

1. Verfahren zur Erzeugung eines Diffusions-gewichteten Bildes mittels eines Magnetresonanz-Abbildungssystems mit den Schritten

• a) Durchführen einer Diffusionsgewichtungs-Impulsfolge, bei der eine transversale Magnetisierung durch einen RF-An­ regungsimpuls erzeugt wird, und die transversale Magneti­ sierung durch Anlegen eines bipolaren Gradientenimpulses Dif­ fusions-gewichtet wird,
• b) Verschieben der Phase der Diffusions-gewichteten transversalen Magnetisierung durch Anlegen eines ersten Gra­ dientenimpulses,
• c) Sichern einer Komponente der Diffusions-gewichteten transversalen Magnetisierung durch Anlegen eines RF-Impulses, der die Komponente in die Längsachse kippt,
• d) Verschieben der Phase der transversalen Magnetisie­ rung durch Anlegen eines zweiten Gradientenimpulses,
• e) Durchführen einer Fast-Spinecho-Impulsfolge, bei der die gesicherte Diffusions-gewichtete Magnetisierung in die transversale Ebene durch einen RF-Anregungsimpuls gekippt wird, und eine Folge von kernmagnetischen Resonanz-Echo­ signalen durch eine entsprechende Folge von RF-Nach­ fokussierimpulsen erzeugt wird, und
• f) Rekonstruieren eines Bildes aus den erfaßten kernma­ gnetischen Resonanz-Echosignalen.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der bipolare Gra­ dientenimpuls entlang dreier Achsen angelegt wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei ein dritter Gradien­ tenimpuls während der Fast-Spinecho-Impulsfolge nach jedem RF-Nachfokussierimpuls und vor der Erfassung des entsprechen­ den kernmagnetischen Resonanz-Echosignals angelegt wird, und die Größe jedes dritten Gradientenimpulses im wesentlichen gleich der Größe des ersten Gradientenimpulses ist.

4. Verfahren nach Anspruch 3, wobei ein vierter Gradien­ tenimpuls während der Fast-Spinecho-Impulsfolge angelegt wird, nachdem jedes kernmagnetische Resonanz-Echosignal er­ faßt ist, und die Größe jedes vierten Gradientenimpulses im wesentlichen gleich dein dritten Gradientenimpuls aber bezüg­ lich der Polarität entgegengesetzt ist.

5. Verfahren nach Anspruch 4, wobei jedes kernmagneti­ sche Resonanz-Echosignal während eines entlang einer Gradien­ tenachse gerichteten Auslese-Gradientenimpulses erfaßt wird, und ein entlang einer zweiten Gradientenachse gerichteter Phasenkodierungs-Gradientenimpuls vor jedem kernmagnetischen Resonanz-Echosignal erzeugt wird.

6. Verfahren nach Anspruch 5, wobei der bipolare Gra­ dientenimpuls entlang jeder Gradientenachse angelegt wird.

7. Verfahren nach Anspruch 5, wobei der erste, dritte und vierte Gradientenimpuls entlang der Auslese-Gra­ dientenachse gerichtet ist.

8. Verfahren nach Anspruch 7, wobei der zweite Gradien­ tenimpuls entlang der Phasenkodierungs-Gradientenachse ge­ richtet ist.

9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei ein Schnittauswahl-Gra­ dientenimpuls während des Anlegens jedes RF-An­ regungsimpulses und jedes RF-Nachfokussierimpulses angelegt wird.

10. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der bipolare Gra­ dientenimpuls aus zwei großen Gradientenimpulsen der gleichen Polarität besteht, und ein RF-Impuls zwischen den zwei großen Gradientenimpulsen erzeugt wird.

11. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Schritte a) bis e) zur Erfassung weiterer kernmagnetischer Resonanz-Echo­ signale zur Verwendung bei der Rekonstruktion eines Bil­ des wiederholt werden.