DE2921252C2 - - Google Patents
Info
- Publication number
- DE2921252C2 DE2921252C2 DE2921252A DE2921252A DE2921252C2 DE 2921252 C2 DE2921252 C2 DE 2921252C2 DE 2921252 A DE2921252 A DE 2921252A DE 2921252 A DE2921252 A DE 2921252A DE 2921252 C2 DE2921252 C2 DE 2921252C2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- pulse
- gradient field
- field
- applying
- gradient
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
- G01R33/4833—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
- G01R33/56572—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of a gradient magnetic field, e.g. non-linearity of a gradient magnetic field
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/58—Calibration of imaging systems, e.g. using test probes, Phantoms; Calibration objects or fiducial markers such as active or passive RF coils surrounding an MR active material
-
- G—PHYSICS
- G05—CONTROLLING; REGULATING
- G05F—SYSTEMS FOR REGULATING ELECTRIC OR MAGNETIC VARIABLES
- G05F7/00—Regulating magnetic variables
Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung
zum Erzeugen von Bildern der Verteilung des Wassergehalts
oder der Spin-Spin- bzw. Spin-Gitter-Relaxationszeitkonstanten
in einem ausgewählten Bereich eines Körpers mittels gyromagnetischer
Resonanz, insbesondere mittels kernmagnetischer Resonanz.
Solche Methoden können zur Untersuchung von Körpern unterschiedlicher
Art verwendet werden.
Es ist in letzter Zeit vorgeschlagen worden, diese Methoden
für medizinische Untersuchungen vorzusehen, um die Verteilung
des Wassergehalts oder der o. g. Relaxationszeitkonstanten in
Querschnittsscheiben oder in Volumina von Patienten zu ermitteln.
Trotz der unterschiedlichen Bedeutung sind die Bilder solcher
Verteilungen ähnlich den Bildern der Verteilungen der Röntgenstrahlschwächung,
die man bei der Computer-Tomographie erhält.
Bei bekannten kernmagnetischen Resonanzsystemen werden
verschiedene magnetische Felder angelegt, um eine kernmagnetische
Resonanz bevorzugt in einer Scheibe eines Körpers zu induzieren,
die für die Untersuchung ausgewählt wurde, worauf anschließend
ein Gradientenfeldimpuls angelegt wird, der einen Gradienten über
der ausgewählten Scheibe in einer ausgewählten Richtung erzeugt,
um eine Phasenverteilung der induzierten Resonanz zu bewirken,
worauf dann während des Impulses in Intervallen ein Resonanzsignal
der Scheibe abgetastet wird.
Ein solches System ist beispielsweise beschrieben in
"Journal of Physics C: Solid State Physics", Vol. 10, 1977,
Seiten L55-L58.
Bei diesen bekannten Systemen wird die Abtastung des
Resonanzsignals in regelmäßigen Zeitintervallen durchgeführt.
Dies ist zwar zufriedenstellend, wenn der angelegte Gradientenfeldimpuls
rechteckförmig ist, d. h. wenn der angelegte Gradient
während des Impulses eine konstante Größe hat, jedoch sind derartige
Impulse in der Praxis nur schwer zu realisieren.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren
und eine Vorrichtung der eingangs genannten Art zu schaffen, bei
der Bilder mit gleichförmiger Auflösung erhalten werden, auch
wenn der angelegte Gradientenfeldimpuls nicht rechteckförmig ist.
Die Erfindung geht aus von einem Verfahren zur Untersuchung
einer Scheibe eines Körpers durch kernmagnetische Resonanz
gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1; die gestellte Aufgabe wird
durch die im Kennzeichen des Anspruchs 1 angegebenen Verfahrensschritte
gelöst.
Die Erfindung sieht ferner ein Gerät zur Durchführung
des Verfahrens gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 3 mit den im
Kennzeichen dieses Anspruchs angegebenen Merkmalen vor.
Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in den
Unteransprüchen angegeben.
Anhand der Zeichnung wird die Erfindung nachfolgend
beispielhaft näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 Veranschaulichungen des GR-Gradientenfeldes,
Fig. 2 die Bezeichnung des GR-Gradientenfeldes
zu anderen Feldern,
Fig. 3a eine bevorzugte Feldimpulsfolge,
Fig. 3b die Wirkungen dieser Impulse gemäß
Fig. 3a auf die Kernspins,
Fig. 4 ein Blockschaltbild der vollständigen
NMR-Vorrichtung,
Fig. 5 Veranschaulichung der relativen Lage der
Sonden zur Messung der Magnetfelder,
Fig. 6a und 6b Veranschaulichung der Abtastintervalle
für zwei Gradienten-Impulsformen,
Fig. 7 eine Signalregenerierungsschaltung und
Fig. 8 eine Abänderung eines Teils der Schaltung
gemäß Fig. 7.
Bei der Untersuchung einer Probe eines biologischen
Gewebes durch kernmagnetische Resonanz werden in erster Linie
Protonen (Wasserstoffkern) der Wassermoleküle in dem Gewebe erfaßt.
Es können prinzipiell aber auch andere Kerne analysiert
werden, z. B. die Kerne von Deuterium, Tritium, Fluor oder Phosphor.
Die Grundlagen der Analyse von Protonen durch kernmagnetische
Resonanz in einer Scheibe eines Körpers sind allgemein
bekannt. Diese Verfahren sind z. B. von P. Mansfield in
"Contemp. Phys." 17 (6) 1976, 533-576 besprochen worden.
Der erste Schritt bei einer solchen Analyse besteht
darin, soweit wie möglich sicherzustellen, daß Resonanz nur in
der ausgewählten Scheibe des untersuchten Körpers auftritt. Da
die Resonanzfrequenz (die Larmor-Frequenz) proportional zum Wert
des gleichförmigen Magnetfeldes ist, wird die Scheibenauswahl
durch Hinzufügen eines Gradientenfeldes erreicht, so daß das örtliche
Feld in unterschiedlichen Scheiben des Patienten von unterschiedlicher
Größe ist. Das homogene statische Hzo-Feld wird
üblicherweise longitudinal zum Patienten angelegt. Das zusätzliche
Gradientenfeld Gz wird ebenfalls angelegt.
Wenn
dann das impulsförmige Hochfrequenzfeld H₁ mit der passenden
Frequenz angelegt wird, tritt nur in derjenigen Scheibe des Körpers
Resonanz auf, in welcher die durch Hzo und den örtlichen
Wert von Gz festgelegte Resonanzfrequenz gleich der Frequenz des
Hochfrequenzfeldes H₁ ist. Wenn der H₁-Impuls ein 90°-Impuls ist,
klappt er die Spinvektoren der besagten Scheibe in die x, y-Ebene.
Da der Wert des Feldes nur während des H₁-Impulses bedeutsam
ist, ist es nur notwendig, daß Gz angelegt wird, wenn auch H₁
angelegt ist; in der Praxis ist deshalb auch Gz impulsförmig.
Es ist nunmehr möglich, die Resonanzfrequenz der Spinvektoren zu
ändern, die jetzt in der x, y-Ebene präzidieren. Dies wird durch
Anlegen eines weiteren Gradientenfeldes GR
erreicht,
welches parallel zu Hzo ist. Die Intensität von GR jedoch variiert
von einem Maximum an einer Außenseite der Scheibe über den
Wert Null im Zentrum der Scheibe zu einem Maximum in umgekehrter
Richtung auf der gegenüberliegenden Außenseite. Entsprechend werden
die Resonanzfrequenzen von einer Seite zur anderen quer über
die Scheibe gleichförmig variieren. Das GR-Feld ist in Fig. 1
veranschaulicht. Die Felder sind in Fig. 2 schematisch in seitlichem
Aufriß relativ zu einem Patienten 2 dargestellt.
Die von der Scheibe ausgesandten Signale weisen Frequenzen,
auf, die in der gleichen Weise wie GR quer über die
Scheibe variieren. Die Amplitude bei jeder Frequenz ist dann unter
anderem ein Maß für die Protonendichte innerhalb eines Streifens
parallel zur Null-Ebene von GR. Vorzugsweise wird das gesamte
Signal der Scheibe bei allen Frequenzen gemessen. Dieses wird
dann in bekannter Weise einer Fourier-Analyse unterzogen, um ein
Frequenzspektrum zu erhalten. Die zu jedem Streifen gehörende
Frequenz ist durch die jeweils benutzte Feldstärke bekannt; die
Amplitude für jede Frequenz ist durch das Spektrum gegeben.
Es ist augenscheinlich, daß durch Veränderung der
Orientierung der Null-Ebene von GR relativ zur x, y-Ebene weitere
Gruppen von Signalen erhalten werden können, die Protonendichten
längs Linien in weiteren Richtungen in der untersuchten Scheibe
darstellen. Das Verfahren wird wiederholt, bis ausreichend Gruppen
von "Eckwerten" zur Verarbeitung durch solche Verfahren, wie
sie beispielsweise in der Röntgentomographie gebräuchlich sind,
gewonnen worden sind. In der Praxis wird das GR-Feld durch die
Kombination zweier Gradientenfelder Gx und Gy erzeugt, welche
beide parallel zu Hzo verlaufen, aber Gradienten in orthogonalen
Richtungen haben. Die Richtung des Gradienten des resultierenden
GR-Feldes ist deshalb durch die relativen Größen von Gx und Gy
gegeben.
Die vollständige Untersuchung für eine Richtung des
GR-Gradienten wird dadurch erreicht, daß quer über geeignete Spulen
die Folge der in Fig. 3a gezeigten Impulse angewendet wird.
Fig. 3b zeigt die Wirkung, die jeder Impuls auf den einzelnen
Spinvektor ausübt. Das Hochfrequenzfeld H₁ kann als Drehfeld um
die z-Achse verstanden werden. Entsprechend präzidieren die Spinvektoren
nach der Anregung durch H₁ um die z-Achse. Zur Veranschaulichung
sind die Spinvektoren in Fig. 3b in einem Koordinatensystem
gezeigt, welches mit H₁ rotiert.
Betrachtet man Fig. 3a und Fig. 3b zusammen, so umfaßt
der Impulszyklus sechs Phasen AB bis FG und eine Regenerierungsperiode,
die durch die unterbrochene Linie dargestellt ist. Das
Hzo-Feld ist während des gesamten Zyklus ununterbrochen vorhanden.
Vor dem ersten Impuls oder, wenn ein früherer Zyklus
ausgeführt worden ist, nach der Regenerierungsperiode, liegen die
mittleren Spinmomente im wesentlichen parallel zur z-Achse (A).
Die gleichzeitig angelegten Gradientenfelder und die
H₁-Impulse (AB) wählen eine Scheibe aus und klappen die Spinmomente
in die x, y-Ebene. Obwohl die Resonanzfrequenz durch die
ausgewählte Scheibe hindurch die gleiche ist, ist eine Phasenverteilung
vorhanden. Die durch L angezeigten Grenzen veranschaulichen
diese Verteilung. Es wurde gefunden, daß die Phasenverteilung
umgekehrt werden kann durch Anwendung eines negativen Feldgradientenimpulses;
das ist ein Impuls mit der gleichen Größe wie
Gz, aber um 180° versetzt. Dieser Impuls BC wird deshalb angewandt,
um die Spinmomente in der x, y-Ebene in Phase wie bei C zu
bringen. Das H₁-Feld braucht während des negativen Gradientenimpulses
(G′z) nicht vorhanden zu sein, aber es kann sich, wenn
erforderlich, während jenes Impulses fortsetzen, um sicherzustellen,
daß die Spinmomente in der x, y-Ebene präzidieren.
Zu dieser Zeit könnte ein Signal abgefragt werden, welches
aber nur ein Maß für die Protonendichte der ganzen Scheibe
wäre. Jedoch wird das Signal in Gegenwart eines GR-Impulses CD
abgefragt, welcher - wie vorher beschrieben - eine Frequenzverteilung
in einer gewählten Richtung in der Scheibe ergibt.
Der Wechsel zu den neuen Frequenzen erfolgt fast augenblicklich
mit dem Anlegen des GR-Impulses und wird während des Impulses
beibehalten. Wie angegeben, wird das Signal abgefragt und die
Frequenz analysiert, um Protonendichten einer Mehrzahl benachbarter
paralleler Streifen der Scheibe zu erhalten. Nach dem GR-Impuls
haben die Spinmomente, welche trotz gewisser Relaxation zum
großen Teil noch in der x, y-Ebene präzidieren eine beträchtliche
Phasenverteilung, wie bei D gezeigt ist. Wenn in diesem Stadium
ein weiterer Zyklus - wie beschrieben - erforderlich ist, wäre es
notwendig, die Spingitter-Relaxationszeit zum Wiederausrichten
der Spinmomente in Richtung der z-Achse abzuwarten. Dies kann etwa
5 Sekunden in Anspruch nehmen, was zu lange dauert, wenn mehrere
hundert oder vielleicht mehrere tausend Zyklen erforderlich
sind.
Es wird vorgeschlagen, die Spinmomente durch Wiederholen
der Impulsfolge bis zu D in umgekehrter Reihenfolge und umgekehrtem
Richtungssinn in ihre Ausgangslage (A) zurückzubringen.
Da der negative GR-Impuls mit Ausnahme seiner Richtung im wesentlichen
dem GR-Impuls entspricht, können während des Impulses weitere
Signale empfangen werden. Dies kann für die gleiche Richtung
geschehen wie für den vorherigen Impuls und trägt somit dazu
bei, das Signalrauschverhältnis zu verbessern.
Nach der umgekehrten Impulsfolge zeigen die Spinmomente
als Folge der durch die Spin-Spin-Kopplung verursachten Phasenverteilung
noch eine geringe Abweichung von der z-Achse. Dies
kann nicht durch diese Impulsfolge und auch nicht durch irgendeine
andere umgekehrt werden. Die Periode GA erlaubt deshalb eine
gewisse Relaxation zum Wärmegleichgewicht (Zeitkonstante T₁) hin,
welches die Wirkung der Phasenverteilung eliminiert und auch die
Wirkungen jeglicher Fehlanpassung zwischen den einzelnen Impulsen
reduziert. Obwohl die Regenerierungs-Periode GA noch erforderlich
ist, hat die Anwendung der umgekehrten Impulsfolge D bis G diese
Periode stark reduziert und erlaubt eine schnellere Wiederholung
der gesamten Folge für andere Richtungen. Die Länge der Signalmeßperiode
CE wird durch die Phasenverteilung, die durch die
Hzo-Feldhomogenität verursacht wird, und auch durch die Verteilung
bestimmt, welche durch die Spin-Spin-Kopplung verursacht
wird. Wenn die Wirkung der Hzo-Feldinhomogenität als Hauptursache
für die übermäßige Verkürzung der Periode CE angesehen wird,
sollte der Impuls FG eher ein 180°-HF-Impuls als ein 90°-HF-Impuls
sein. Die Drehung des Spinmoments um 180° erzeugt ein sogenanntes
"Spin-Echo", und der GR-Impuls kann wiederholt werden, um
eine weitere Signalmeßperiode zu erhalten. Das Spin-Echo-Verfahren
wird angewandt, um die von der Feldinhomogenität herrührende
Dephasierung der Spins umzukehren; es kann einige Male wiederholt
werden, bis man ausreichend Signale erhalten hat oder bis die
Dephasierung der Spins, welche nicht rückgängig gemacht werden
kann, übermäßig wird. Wie in der Folge gemäß Fig. 3a, sollte eine
Spin-Echofolge mit den Impulsen EF, FG und der Regenerierungsperiode
GA enden.
Das Verhältnis der Periode GA zur Periode AG sollte für
maximale Empfindlichkeit vorzugsweise ungefähr gleich dem Verhältnis
von T₁ zu T₂ sein. Typischerweise dauert die genannte
Periode AGA 40 ms; AG ist angenähert 5,5 ms, AB ist 300 µsec und
CD ist 2 ms. Der H₁-Impuls hat typischerweise eine Amplitude von
0,6 Oe (Oestedt) und eine Frequenz von 4,26 MHz für ein statisches
Magnetfeld Hzo der Stärke 1000 Oe. Alle anderen Impulse besitzen
vergleichbare Frequenzen; für Gz sind +30 Oe bis -30 Oe
typisch; GR beträgt +15 Oe bis -15 Oe.
In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist G′z kleiner
als Gz; typischerweise wird gefordert, daß gilt:
∫G′z dt = 0,55 ∫Gz dt bis 0,6 Gz dt
Fig. 4 zeigt in vereinfachter Form eine NMR-Vorrichtung,
die für medizinische Untersuchungen geeignet ist und welche die
anhand von Fig. 3a erläuterte Impulsfolge verwendet.
Die Spulen 3, 4, 5, 6, 7, die in Fig. 4 nur schematisch
gezeigt sind, werden jeweils durch Gx-, Gy-, HF (H₁)-, Gz- und
Hzo-Treiberverstärker 8, 9, 10, 11 und 12 gespeist, die ihrerseits
durch Gxy (GR-, H₁-, Gz- und Hzo-Steuerschaltungen 13, 14,
15, 16 gesteuert werden. Diese Schaltungen können in an sich
bekannter Weise aufgebaut sein. Die Schaltungen werden durch eine
Steuerschaltung 17 angesteuert, um die beschriebene Impulsfolge
oder eine geeignete andere zu erzielen.
Das während des GR-Impulses abgefragte Signal wird in
den H₁-Spulen 6 empfangen und durch einen HF-Verstärker 18 verstärkt,
bevor es einer Signalbearbeitungsschaltung 19 zugeführt
wird. Die Signalbearbeitungsschaltung 19 kann geeignete Eichungen
vornehmen, führt aber im wesentlichen eine Signalerkennung aus
und überträgt die empfangenen Signale zu Verarbeitungsschaltungen,
um die erforderliche Darstellung zu erhalten. Die Verarbeitungsschaltungen
führen eine Fourier-Transformation durch, um
Signale für Linien in dem untersuchten Teil des Körpers zu schaffen
und verarbeiten diese Liniensignale beispielsweise nach dem
in der deutschen Patentanmeldung P 24 20 500 beschriebenen Prinzip.
Die Verarbeitung kann in einem geeignet programmierten
Computer durchgeführt werden, und dieser kann auch die Impulsfolge
steuern und die Schaltung 17 bilden. Das so erhaltene Bild ist
auf einem Bildschirm 20 sichtbar, der ein Fernsehmonitor sein
kann und welcher Eingänge und andere Peripherien 21 zur Versorgung
der Anlage mit Befehlen und Anweisungen, oder andere Formen
von Ausgängen umfaßt.
Die Anlage kann auch eine Feldmessungs- und Fehlerschaltung
22 enthalten, die Signale über Verstärker 23 von dargestellten
Feldsonden X₁, X₂, Y₁, Y₂, N und M empfängt. Die Position
der Sonden in Relation zur untersuchten Scheibe des Körpers
2 ist auch in Fig. 5 dargestellt.
Solche Sonden, von denen X₁, X₂, Y₁ und Y₂ YIG-Oszillatorsonden
und N und M einfache NMR-Sonden sind, sind in NMR-Anlagen
für verschiedene Zwecke vorgesehen.
Die soweit beschriebene NMR-Vorrichtung kann mit durchschnittlichem
Können aufgebaut werden, um die erforderlichen
Daten für eine Scheibe des Körpers eines Patienten zu erzeugen.
Für hinreichend genaue Resultate, die eine diagnostisch brauchbare
Information geben, ist es jedoch erwünscht und in einigen
Fällen auch wichtig, daß insbesondere die Magnetfelder genau
beibehalten werden. Beispielsweise ist es erwünscht, daß das
Hzo-Feld über die untersuchte Scheibe auf etwa 0,0005% genau
gleichförmig ist. Diese Gleichförmigkeit kann durch die Qualität
der verwendeten Spulen und durch benachbarte ferromagnetische
Materialien beeinflußt werden.
Auch für die GR-Gradientenfelder (welche, wie zuvor erläutert,
durch die Gx (= GR sin R) und Gy (= GR cos R)-Impulse
gebildet sind) wird eine große Präzision gefordert. Der GR-Gradientenvektor
soll mit dem geringstmöglichen Fehler in der gewünschten
Richtung liegen. Weiterhin soll der negative GR-Impuls
dem vorangehenden GR-Impuls betragsmäßig entsprechen. Anordnungen
zur Erzeugung von GR-Impulsen geeigneter Form und der geforderten
Genauigkeit sind in der deutschen Patentanmeldung P 29 21 253
beschrieben. Es wird dort vorgeschlagen, ein fortlaufend arbeitendes
Steuersystem zu verwenden, das auf innerhalb der Spulenanordnung
befindliche feldempfindliche Sonden anspricht, um auf
Änderungen in dem gemessenen Feld reagieren zu können. Es ist zu
sehen, daß die GR- und -GR-Impulse in Fig. 3a flach abgekappt
sind. Das Resonanzsignal wird während des GR-Impulses üblicherweise
für eine anschließende digitale Verarbeitung abgetastet.
Entsprechend der gängigen Abtasttheorie soll das Signal in regelmäßigen
Zeitintervallen abgetastet und digitalisiert werden. Wie
erörtert, bewirkt das GR-Feld eine Phasenverteilung in der
R-Richtung. Somit bestimmt die Abtastrate die Phasenverschiebung
zwischen benachbarten Streifen senkrecht zur R-Richtung in der
untersuchten Scheibe. Die gesamte Abtastzeit bestimmt die erzielbare
Auflösung.
Für Rechteckimpulse gibt die in gleichförmigen zeitlichen
Perioden erfolgende Abtastung eine gleichförmige Auflösung.
Für die nicht-rechteckigen, flach abgekappten Impulse in Fig. 3a
würde die gleichförmige Abtastung jedoch am Anfang und am Ende
des Impulses nicht gewährleistet sein. Für andere Impulse, die
nicht einmal glatt abgekappt sind, wie für Sinuswellen oder verzerrte
Sinuswellen, ist der gleichförmige Zeitabstand sogar noch
weniger geeignet.
Die Erfindung sieht vor, daß Abtastungen in solchen
Intervallen vorgenommen werden, daß die Integrale über die Feldstärke
des GR-Impulses zwischen benachbarten Abtastpunkten Pi
gleich sind. Dies entspricht, mit Ausnahme der Rechteckimpulse,
nicht der Abtastung in gleichen Zeitintervallen.
Fig. 6a und 6b zeigen für zwei Impulse, wie zu diesem
Zweck die Abtastzeiten variieren müssen. Fig. 6a stellt eine
halbe Sinuswelle dar, obwohl darauf hinzuweisen ist, daß ein
realer Impuls wegen anderer Korrekturen und Einstellungen eine
verzerrte Halbsinuswelle ist. Fig. 6b zeigt eine der Praxis mehr
angenäherte Form eines flach abgekappten Impulses. Die Abtastpunkte
Pi sind in beiden Fällen durch vertikale Linien 24 angedeutet.
Wie man sieht, variieren die Abtastzeiten derart, daß die
Integrale über die Feldstärke des GR-Impulses gleich sind.
Die Pi-Werte, welche die hierfür erforderlichen Abtastzeiten
angeben, können natürlich vorausbestimmt werden, wenn die
Gestalt des beabsichtigten GR-Impulses bekannt ist. Die Abtastzeiten
können in einem ROM-Speicher gespeichert und zur Steuerung
der Abtastung benutzt werden. Die Signalregenerierung und das Abtastsystem
sind in Fig. 7 in näheren Einzelheiten dargestellt.
Die schematisch gezeigte Empfangsspule 6 ist an den
Verstärker 18 über Zuleitungen angeschlossen, die passende Mittel
aufweisen, um den Verstärker vom H₁-Treiberverstärker zu isolieren,
der ebenfalls mit der Spule 6 verbunden ist. Die Verstärkersignale
werden über ein Kabel 25 und Übertrager 26 zu Demodulatoren
27 geführt. Die demodulierten Sinus- und Kosinussignale
werden über Tiefpaßfilter zu Analog/Digital-Wandlern 29 geführt,
wo sie für die Verarbeitung in der Steuerschaltung 17 digitalisiert
werden.
Der Analog/Digital-Wandler arbeitet in herkömmlicher
Weise und tastet das Analog-Signal zu einer Zeit ab, die durch
einen Signaleingang 30 variiert werden kann. Diese Zeit stellt
dann die Abtastzeit dar, die für die Erfindung erforderlich ist.
In diesem Beispiel sind die erforderlichen Zeiten vorberechnet
(oder evtl. unter Verwendung eines Phantomkörpers gemessen) und
in dem ROM-Speicher 31 gespeichert worden, von wo aus sie einem
Vergleicher 32 zugeführt werden. Der Vergleicher 32 vergleicht
jedes Signal mit Taktimpulsen eines Taktgebers 33, bis die geforderte
Zeit erreicht ist. Dann erzeugt er ein Abtastsignal an den
Signaleingängen 30 und fragt den ROM-Speicher 31 nach der nächsten
Abtastzeit ab.
Es kann auch das Feldintegral der Impulse unter Verwendung
der Feldsondenanordnung gemäß Fig. 5 gemessen werden. Eine
Abtastung wird vorgenommen, wenn ein vorbestimmter Wert des Integrals
erreicht ist.
Fig. 8 zeigt eine Schaltung unter Verwendung des Ausgangs
einer einzelnen solchen YIG-Sonde Y, obwohl diese durch
gewichtete und kombinierte Ausgänge einiger solcher Sonden ersetzt
werden kann. Die Sonde liefert Signale der Frequenz
f (2,8 GHz für ein 1 kOe-Feld) über einen Sondenverstärker 23 zu
einem Mischer 34. Die Signale werden dann mit einem Signal der
Frequenz Fo gemischt, das von einem Taktgeber 34 erzeugt wird.
Die Frequenz fo wird so gewählt, daß die Differenzfrequenz
Δf = f-fo im Bereich von 150-200 MHz liegt.
In der Praxis können die YIG-Sonden bei verschiedenen
Frequenzen oszillieren; deshalb sind eine oder mehrere NMR-Sonden
N vorgesehen. Solche Sonden sind einfache Miniaturelemente aus
reinem Wasser (z. B. geschlossene Proberöhren), die von kleinen
Spulen umgeben sind. Eine NMR-Sonde liefert eine zuverlässige
Resonanz von 4,26 kHz/Oe und kann verwendet werden, um die YIG-Sondenbetriebsart
zu überprüfen. Die Schaltung 36 vergleicht die
NMR- und YIG-Signale, um die Betriebsartkorrekturen zu bestimmen,
wobei die Schaltung 36 einen Korrekturfaktor k erzeugt, welcher
in einem Multiplizierer 37 mit der Differenzfrequenz Δf multipliziert
wird. Die korrigierte Frequenz kΔf wird dann in einem
Zähler 38 über eine geeignete Periode gezählt, um den Wert des
Zeitintegrals über die Feldstärke GR zu erhalten.
Der Wert des Zeitintegrals über die Feldstärke GR wird
zum Vergleicher 32 gegeben, wo er mit dem Ausgang des ROM-Speichers
31 verglichen wird, um so den Zeitpunkt zu bestimmen, bei
dem die Abtastung im Analog/Digital-Wandler 29 vorgenommen werden
soll.
Die beiden beschriebenen Verfahren können auch kombiniert
werden.
Es sei darauf hingewiesen, daß die Anzahl der vorgenommenen
Abtastungen vorzugsweise 2p ist, wobei p eine ganze Zahl
ist.
Claims (7)
1. Verfahren zur Untersuchung einer Scheibe eines Körpers
durch kernmagnetische Resonanz mit folgenden Verfahrensschritten:
- - Anlegen eines gleichförmigen statischen Magnetfeldes längs einer Achse des Körpers,
- - Anlegen eines Gradientenfeldes, welches in Verbindung mit dem gleichförmigen statischen Magnetfeld ein vorbestimmtes Feld in der zu untersuchenden Scheibe des Körpers ergibt,
- - Anlegen eines Hochfrequenzfeldes, um eine kernmagnetische Resonanz in der Scheibe zu verursachen,
- - Anlegen eines Gradientenfeldimpulses, der ein Gradientenfeld über die Scheibe hinweg in einer bestimmten Richtung erzeugt, um eine Phasenverteilung der Resonanz zu bewirken,
- - Abtasten des Resonanzsignales in Zeitintervallen während der Dauer des Gradientenfeldimpulses,
dadurch gekennzeichnet,
- - daß das Gradientenfeld während des Impulses in bestimmten Zeitintervallen gemessen wird,
- - und daß bei einem Impuls mit solcher Form, daß sich während des Impulses das angelegte Gradientenfeld in der Größe ändert, die Zeitintervalle so verändert werden, daß das Integral über das gepulste Gradientenfeld in jedem Zeitintervall jeweils etwa die gleiche Größe aufweist.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
der Gradientenfeldimpuls sinusförmig oder verzerrt sinusförmig
ist.
3. Kernmagnetisches Resonanzgerät zur Durchführung des
Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 oder 2
- - mit Mitteln zum Anlegen eines gleichförmigen statischen Magnetfeldes längs einer Achse des Körpers,
- - mit Mitteln zum Anlegen eines Gradientenfeldes, welches in Verbindung mit dem gleichförmigen statischen Magnetfeld ein vorbestimmtes Feld in der zu untersuchenden Scheibe des Körpers ergibt,
- - mit Mitteln zum Anlegen eines Hochfrequenzfeldes, um eine kernmagnetische Resonanz in der Scheibe zu verursachen,
- - mit Mitteln zum Anlegen eines Gradientenfeldimpulses, der ein Gradientenfeld über die Scheibe hinweg in einer bestimmten Richtung erzeugt, um eine Phasenverteilung der Resonanz zu bewirken,
- - mit Mitteln zum Abtasten des Resonanzsignals in Zeitintervallen während der Dauer des Gradientenfeldimpulses,
dadurch gekennzeichnet,
- - daß Mittel zur Messung des Gradientenfeldes während des Impulses vorgesehen sind, durch die das Gradientenfeld in bestimmten Zeitintervallen gemessen werden kann,
- - und daß Mittel vorgesehen sind, durch die bei einem Gradientenfeldimpuls mit solcher Form, daß sich während des Impulses das angelegte Gradientenfeld in der Größe ändert, die Zeitintervalle so verändert werden, daß das Integral über das gepulste Gradientenfeld in jedem Zeitintervall jeweils etwa die gleiche Größe aufweist.
4. Kernmagnetisches Resonanzgerät nach Anspruch 3, dadurch
gekennzeichnet, daß Mittel vorgesehen sind zum Anlegen eines Gradientenfeldimpulses
mit Sinusform oder mit verzerrter Sinusform.
5. Kernmagnetisches Resonanzgerät nach Anspruch 3 oder 4,
dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel zum Abtasten des Resonanzsignals
so ausgebildet sind, daß während jedes Gradientenfeldimpulses
2p Abtastungen vorgenommen werden, wobei p eine ganze Zahl
ist.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
GB22292/78A GB1584949A (en) | 1978-05-25 | 1978-05-25 | Imaging systems |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE2921252A1 DE2921252A1 (de) | 1979-12-13 |
DE2921252C2 true DE2921252C2 (de) | 1992-07-09 |
Family
ID=10177025
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19792921252 Granted DE2921252A1 (de) | 1978-05-25 | 1979-05-25 | Kernmagnetische resonanz-vorrichtung zur untersuchung einer scheibe eines koerpers |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4315216A (de) |
JP (1) | JPS54156596A (de) |
DE (1) | DE2921252A1 (de) |
GB (1) | GB1584949A (de) |
Families Citing this family (46)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4411270A (en) * | 1978-11-20 | 1983-10-25 | Damadian Raymond V | Apparatus and method for nuclear magnetic resonance scanning and mapping |
USRE32689E (en) * | 1978-11-20 | 1988-06-07 | Apparatus and method for nuclear magnetic resonance scanning and mapping | |
US4442404A (en) * | 1978-12-19 | 1984-04-10 | Bergmann Wilfried H | Method and means for the noninvasive, local, in-vivo examination of endogeneous tissue, organs, bones, nerves and circulating blood on account of spin-echo techniques |
USRE32712E (en) * | 1979-08-20 | 1988-07-12 | General Electric Company | Moving gradient zeugmatography |
US4307343A (en) | 1979-08-20 | 1981-12-22 | General Electric Company | Moving gradient zeugmatography |
JPS5669541A (en) * | 1979-11-10 | 1981-06-10 | Sanyo Electric Co Ltd | Generation of magnetic field |
FR2475282B1 (fr) * | 1980-02-05 | 1985-10-04 | Radiologie Cie Gle | Systeme de bobines electromagnetiques pour l'examen de corps volumineux par resonance magnetique nucleaire, et appareil d'imagerie du corps humain utilisant un tel systeme |
WO1981002789A1 (en) * | 1980-03-14 | 1981-10-01 | Nat Res Dev | Methods of producing image information from objects |
JPS574541A (en) * | 1980-06-12 | 1982-01-11 | Toshiba Corp | Nuclear magnetic resonance apparatus |
DE3044396A1 (de) * | 1980-11-25 | 1982-06-24 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Verfahren und vorrichtung zur erstellung von kernresonanzbildern |
GB2107469B (en) * | 1981-09-21 | 1985-09-18 | Peter Mansfield | Nuclear magnetic resonance methods |
US4471306A (en) * | 1982-02-03 | 1984-09-11 | General Electric Company | Method of NMR imaging which overcomes T2 * effects in an inhomogeneous static magnetic field |
US4431968A (en) * | 1982-04-05 | 1984-02-14 | General Electric Company | Method of three-dimensional NMR imaging using selective excitation |
DE3219832A1 (de) * | 1982-05-26 | 1983-12-01 | Bruker Medizintechnik Gmbh, 7512 Rheinstetten | Verfahren zur nicht-invasiven ermittlung von messwerten innerhalb eines lebenden koerpers |
DE3227844A1 (de) * | 1982-07-26 | 1984-01-26 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Vorrichtung zur justierung und halterung von magnetspulen eines magnetsystems zur kernspin-tomographie |
JPS5938637A (ja) * | 1982-08-28 | 1984-03-02 | Toshiba Corp | 核磁気共鳴装置 |
JPS5938636A (ja) * | 1982-08-28 | 1984-03-02 | Toshiba Corp | 核磁気共鳴装置 |
JPS5946546A (ja) * | 1982-09-09 | 1984-03-15 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | 核磁気共鳴による検査方法及び検査装置 |
JPS5957147A (ja) * | 1982-09-27 | 1984-04-02 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | 核磁気共鳴による検査方法及び検査装置 |
FI65862C (fi) * | 1982-10-11 | 1984-07-10 | Instrumentarium Oy | Nmr-avbildningsapparat |
JPS5983040A (ja) * | 1982-11-02 | 1984-05-14 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | 核磁気共鳴による検査方法及び検査装置 |
JPS5998530U (ja) * | 1982-12-22 | 1984-07-04 | 松下電器産業株式会社 | スイツチ |
JPS59119248A (ja) * | 1982-12-27 | 1984-07-10 | Toshiba Corp | 核磁気共鳴装置 |
US4556848A (en) * | 1983-02-01 | 1985-12-03 | The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy | Point sensitive NMR imaging system using a magnetic field configuration with a spatial minimum |
FR2541551A1 (fr) * | 1983-02-21 | 1984-08-24 | Drusch & Cie | Dispositif de maintien et de fixation de bobines destinees a la realisation d'un champ magnetique constant et homogene |
DE3310160A1 (de) * | 1983-03-21 | 1984-09-27 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Geraet zur erzeugung von bildern und ortsaufgeloesten spektren eines untersuchungsobjektes mit magnetischer kernresonanz |
JPS59231438A (ja) * | 1983-06-15 | 1984-12-26 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | 核磁気共鳴による検査装置 |
FI832326A0 (fi) * | 1983-06-23 | 1983-06-23 | Instrumentarium Oy | Foerfarande foer utredning av aemnets eller magnetfaeltets egenskaper |
JPS6024464A (ja) * | 1983-07-20 | 1985-02-07 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | 核磁気共鳴による検査装置 |
JPS6029684A (ja) * | 1983-07-27 | 1985-02-15 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | 核磁気共鳴による検査方法及び検査装置 |
DE3333755A1 (de) * | 1983-09-19 | 1985-04-18 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Magneteinrichtung einer anlage der kernspin-tomographie mit einer abschirmvorrichtung |
US4689562A (en) * | 1983-10-11 | 1987-08-25 | Elscint Ltd. | NMR Imaging method and system |
US4585992A (en) * | 1984-02-03 | 1986-04-29 | Philips Medical Systems, Inc. | NMR imaging methods |
JPS60185148A (ja) * | 1984-03-02 | 1985-09-20 | Shimadzu Corp | Νmrイメ−ジング装置 |
US4628264A (en) * | 1984-03-14 | 1986-12-09 | Advanced Nmr Systems, Inc. | NMR gradient field modulation |
US4635017A (en) * | 1984-10-12 | 1987-01-06 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetic apparatus of a system for nuclear spin tomography with a shielding device |
DE3563800D1 (en) * | 1984-11-15 | 1988-08-18 | Siemens Ag | Magnet device for a nuclear spin resonance tomography system with an approximately cylindrical shielding arrangement |
US4656026A (en) * | 1984-12-10 | 1987-04-07 | University Of Iowa Research Foundation | Magnetic resonance (MR) image enhancement compounds for specific areas of the brain |
US4703275A (en) * | 1985-07-25 | 1987-10-27 | Picker International, Inc. | Method and apparatus to compensate for eddy currents in magnetic resonance imaging |
NL8602688A (nl) * | 1986-10-27 | 1988-05-16 | Smit Transformatoren Bv | Spoelbevestigingsinrichting. |
IL80727A (en) * | 1986-11-21 | 1990-06-10 | Elscint Ltd | Noise reduction in magnetic resonance images |
FR2612641B1 (fr) * | 1987-03-19 | 1989-06-09 | Oreal | Appareil pour l'examen d'un corps par resonance magnetique nucleaire par des methodes lentes et rapides, notamment pour l'examen de la couche superficielle de ce corps, dispositif pour creer un gradient de champ magnetique pour un tel appareil, et application a l'imagerie de la peau du corps humain |
JPH02264636A (ja) * | 1988-12-23 | 1990-10-29 | Picker Internatl Ltd | 核磁気共鳴方法 |
US4982162A (en) * | 1989-07-14 | 1991-01-01 | Advanced Nmr Systems, Inc. | Method for reconstructing MRI signals resulting from time-varying gradients |
US5099208A (en) * | 1989-10-05 | 1992-03-24 | Vanderbilt University | Method for magnetic resonance imaging and related apparatus |
DE4203036C2 (de) * | 1992-02-04 | 1994-04-14 | Bruker Medizintech | Verfahren zur Erzeugung eines seitenbandfreien NMR-Spektrums |
Family Cites Families (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB1283915A (en) * | 1968-08-23 | 1972-08-02 | Emi Ltd | A method of and apparatus for examination of a body by radiation such as x or gamma radiation |
JPS49103693A (de) * | 1973-02-02 | 1974-10-01 | ||
GB1471531A (en) * | 1973-04-25 | 1977-04-27 | Emi Ltd | Radiography |
US4021726A (en) * | 1974-09-11 | 1977-05-03 | National Research Development Corporation | Image formation using nuclear magnetic resonance |
GB1596160A (en) * | 1976-12-15 | 1981-08-19 | Nat Res Dev | Nuclear magnetic resonance apparatus and methods |
-
1978
- 1978-05-25 GB GB22292/78A patent/GB1584949A/en not_active Expired
-
1979
- 1979-05-16 US US06/039,650 patent/US4315216A/en not_active Expired - Lifetime
- 1979-05-25 JP JP6551579A patent/JPS54156596A/ja active Granted
- 1979-05-25 DE DE19792921252 patent/DE2921252A1/de active Granted
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
GB1584949A (en) | 1981-02-18 |
JPS54156596A (en) | 1979-12-10 |
DE2921252A1 (de) | 1979-12-13 |
US4315216A (en) | 1982-02-09 |
JPS6363225B2 (de) | 1988-12-06 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE2921252C2 (de) | ||
DE2921253C2 (de) | ||
EP0074022B1 (de) | Kernspin-Tomograph | |
DE2540436C2 (de) | ||
DE3331396C2 (de) | ||
DE2932001A1 (de) | Geraet und verfahren zur untersuchung eines koerpers mittels gyromagnetischer resonanz | |
DE3233050C2 (de) | Verfahren der hochauflösenden Impuls-Kernresonanzspektroskopie | |
DE2946820A1 (de) | Verfahren und vorrichtung zur untersuchung eines koerpers mittels nuklearer magnetischer resonanz | |
DE4227162C2 (de) | Iterative Shim-Verfahren für einen Grundfeldmagneten eines Kernspintomographiegerätes | |
DE3642826A1 (de) | Verfahren zum erzeugen eines nmr-bildes mit verbessertem signal-rausch-verhaeltnis | |
DE3422688A1 (de) | Verfahren zur analyse der eigenschaften eines gegenstandes oder eines magnetischen feldes | |
DE3605162A1 (de) | Magnetresonanz-abbildungsgeraet | |
DE4024161A1 (de) | Pulssequenz zur schnellen ermittlung von bildern der fett- und wasserverteilung in einem untersuchungsobjekt mittels der kernmagnetischen resonanz | |
DE2328472B2 (de) | Verfahren zur magnetischen Resonanzspektroskopie und dafür geeignetes Impulsspektrometer | |
DE102005015069B4 (de) | Verfahren zur Vermeidung linearer Phasenfehler in der Magnetresonanz-Spektroskopie | |
DE3539256C2 (de) | Verfahren zur Darstellung der kernmagnetischen Eigenschaften eines zu untersuchenden Objektes | |
EP0158965B1 (de) | Verfahren zum Anregen einer Probe für die NMR-Tomographie | |
DE4434078A1 (de) | Nutationswinkel-Messung während einer MRI-Vorabtastung | |
EP0425611A1 (de) | Verfahren zur aufnahme von spinresonanzspektren und zur spinresonanz-bildgebung. | |
EP0164142B1 (de) | Verfahren und Anordnung zur Ermittlung einer Kernmagnetisierungsverteilung in einem Teil eines Körpers | |
DE3922505C2 (de) | ||
WO1990010878A1 (de) | Verfahren zur magnetischen resonanzspektroskopie oder -tomographie in einem vorwählbaren bereich eines materials und verwendung davon | |
DE3718344A1 (de) | Abbildungsverfahren fuer magnetische kernresonanz | |
DE3706799C2 (de) | Magnetresonanz-Datenerfassungssystem und Verfahren zur Magnetresonanz-Datenerfassung | |
DE19906859B4 (de) | Magnetresonanz-Spektroskopieabbildung mit verringertem chemischen Verschiebungsfehler |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8127 | New person/name/address of the applicant |
Owner name: PICKER INTERNATIONAL LTD., WEMBLEY, GB |
|
8128 | New person/name/address of the agent |
Representative=s name: EIKENBERG, K., DIPL.-CHEM. DR.RER.NAT. BRUEMMERSTE |
|
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
8128 | New person/name/address of the agent |
Representative=s name: BRUEMMERSTEDT, H., DIPL.-ING. THOEMEN, U., DIPL.-I |
|
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition | ||
8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |