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Verfahren und Vorrichtung zum Erzeugen mehrdimensionaler
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Abbildungen in der NMR-Tomographie Die Erfindung betrifft ein Verfahren
zum Erzeugen mehrdimensionaler Abbbildungen in der NMR-Tomographie, bei dem die
zu messende Probe einem entlang einer ersten Koordinatenachse gerichteten Magnetfeld
hoher Feldstärke und Homogenität ausgesetzt wird, alsdann Kernspins der Probe durch
Einstrahlen eines oder mehrerer Hochfrequenzimpulse um einen Winkel aus der Richtung
der Koordinatenachse ausgelenkt und beim
Relaxieren der Kernspins
zurück in die Richtung der Koordinatenachse Meßsignale erzeugt werden, wobei durch
Einschaltung von magnetischen Gradientenfeldern entlang mehrerer Koordinatenachsen
die Messsignale entsprechend vorgegebener Raumebenen, -linien oder -punkte codiert
werden und schlieB-lich aus den codierten Meßsignalen eine mehrdimensionale Abbildung
einer oder mehrerer Querschnittsflächen der Probe erzeugt wird.
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Die Erfindung betrifft ferner eine Vorrichtung zum Erzeugen mehrdimensionaler
Abbildungen in der NMR-Tomographie, mit einem ersten Magnetsystem zum Erzeugen eines
ersten Magnetfeldes hoher Intensität und Homogenität in einem von einem Halter für
eine Probe, insbesondere einen lebenden menschlichen oder tierischen Körper, definierten
Raum, mit einem Magnetspulensystem zum Erzeugen von Gradientenfeldern in gleicher
oder unterschiedlicher Richtung bezogen auf die Richtung des ersten Magnetfeldes,
mit Hochfrequenz-Sendespulen zum Einstrahlen impulsförmiger Hochfrequenzfelder in
den Probenraum, mit Hochfrequenz-Empfangsspulen zum Empfangen von von der Probe
abgegebenen Meßsignalen, mit Stromversorgungseinheiten zum Ansteuern der Magnetspulensysteme,
mit einem Hochfrequenz-Impulsgenerator zum Ansteuern der Hochfrequenz-Sendespulen,
mit einer Steuereinheit für die Stromversorgungseinheiten und den Hochfrequenz-Impulsgenerator,
und mit einer Auswerteeinheit für die Verarbeitung der von den Hochfrequenz-Empfangsspulen
empfangenen Signale, die mit der Steuereinheit zusammenwirkt und die Abbildungen
erzeugt.
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Das Verfahren und die Vorrichtung der vorstehend genannten Art sind
aus der sogenannten NMR-Toarapie bekannt, wobei die Buchstaben NMR für "Nuclear
Magnetic Resonance" stehen.
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Wird die zu untersuchende Probe, beispielsweise ein lebender menschlicher
oder tierischer Körper in das Magnetfeld hoher Intensität und Homogenität gebracht,
richten sich die Kernspins entlang der Koordinatenrichtung dieses Peldes aus.
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Durch Einstrahlen von impulsförmigen Hochfrequenz-Magnetfeldern wird
nun die Probe "angeregt", d.h. die Kernspins werden aus der durch die Richtung des
Magnetfeldes definierten Richtung ausgelenkt.
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Bislang hat man in der NMR-Tomographie ausschließlich sogenannte "90°-Impulse"
verwendet, d.h. Impulse, unter deren Wirkung die Kernspins gerade um 90" aus der
üblicherweise mit z bezeichneten Richtung des Magnetfeldes in die sogenannte x,
y-Ebene ausgelenkt werden, so daß die vor dem Einstrahlen des Impulses ausschließlich
longitudinal gerichtete Magnetisierung in eine vollständige transversale Magnetisierung
umgewandelt wird. Nach dem Ende des Impulses bildet sich entlang einer Exponentialfunktion
der Ausgangszustand wieder zurück, wobei die Zeitkonstante als longitudinale Relaxationszeit
T1 bezeichnet wird. Die longitudinale Relaxationszeit derjenigen Substanzen, die
für die NMR-Tomographie von Interesse sind, d.h. die Relaxationszeiten von Körperflüssigkeiten,
Gewebe und Knochen liegen in der Größenordnung zwischen 0,5 und 2 Sekunden.
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Da man in der NMR-Tomographie komplette Querschnittsbilder darstellen
will, benötigt man für jede Messung eine Anzahl von Einzelmessungen, die von der
gewünschten Auflösung der Bilddarstellung abhängt. Will man beispielsweise eine
Bildmatrix von 256 x 256 Bildpunkten erzeugen, benötigt man hierzu 256 Einzelmessungen.
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Bei den bisher ausschließlich verwendeten 90°-Impulsen für die Anregung
der Probe bedeutet dies, daß die Anregunssimpulse aufeinanderfolgender Einzelmessungen
zeitlich mindestens so weit beabstandet werden müssen, daß die angeregten Kernspins
wenigstens näherungsweise wieder in ihre Ausgangslage zurückkehren. Dies bedeutet,
daß zwischen den Rinzelimpulsen eine Zeit abgewartet werden muß, die größenordnungsmäßig
der longitudinalen Relaxationszeit entspricht. Beträgt diese ca. eine Sekunde und
sind 256 Einzelmessungen erforderlich, bedeutet dies, daß zum Erzeugen eines vollständigen
Querschnittsbildes eine Zeit von ca. 5 Minuten erforderlich ist.
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Man kann zwar auch ohne Rücksicht auf die noch nicht vollständige
Relaxation der Kernspins die Repetitionszeit zwischen den Einzelmessungen auf Werte
verkürzen, die kleiner als die Relaxationszeit sind, in diesen Fällen stellt sich
jedoch eine drastische Verschlechterung der Signal intensität ein. So kann man typischerweise
damit rechnen, daß bei einer longitudinalen Relaxationszeit von einer Sekunde und
einer verkürzten Repetitionszeit von 20 ms nur noch eine Signalintensität von 2
verbleibt. Angesichts des bei Tomographie-Messungen ohnehin ungünstigen Signal/Rauschverh+ltnisses
sind derartige Messungen praktisch nicht mehr auswertbar.
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Andererseits sind die Zeiten von ca. 5 Minuten z,lm Erstellen einer
vollständigen und auswertbaren Querschnittsabbildung deswegen problematisch, weil
bei lebenden Meßobjekten innerhalb dieser 5 Minuten zahlreiche Störungen auftreten,
beispielsweise Artefakte durch Atmllr, rfi IJnruole les Patienten ( tl.
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Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, das Verfahren und
die Vorrichtung der eingangs genannten Art dahingehend weiterzubilden, daß komplette
und auswertbare Querschnittsdarstellungen in wesentlich kürzerer Zeit möglich werden.
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Diese Aufgabe wird erfindungsgeinäß gemäß dem eingangs genannten Verfahren
dadurch gelöst, daß die Hochfrequenzimpulse in ihrer Amplitude oder zeitlichen Dauer
derart eingestellt sind, daß der Winkel kleiner als 90°, typischerweise 5° bis 25°
beträgt. Es können auch andere, beliebige Winkel verwendet werden, die von 90" abweichen,
also auch Winkel die größer als 90" sind, wie dies noch erläutert wird.
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Gemäß der eingangs genannten Vorrichtung wird die der Erfindung zugrundeliegende
Aufgabe dadurch gelöst, daß der Hochfrequenz-Impulsgenerator Mittel zum Einstellen
der zeitlichen Dauer und/oder der Amplitude der Hochfrequenz-Impulse auf einen Wert
aufweist, bei dem ausgewählte Kernspins der Probe um einen Winkel aus der Richtung
des ersten Magnetfeldes ausgelenkt werden, der kleiner als 90°, typischerweise 50
bis 250 beträgt.
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Die der Erfindung zugrundeliegende Aufgabe wird damit vollkommen gelöst.
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Durch die grundsätzliche Abkehr der seither ausschließlich verwendeten
90°-Impulse zur Verwendung in der NMR-Tomographie wird auf überraschend einfache
Weise ein Ergebnis erzielt, bei dem komplette und auswertbare Querschnittsdarstellungen
bereits bei einer Gesamtmeßzeit von 5 Sekunden
erzielbar sind.
Diese Meßzeit ist physiologisch unproblematisch, weil es beispielsweise durchaus
einem Patienten zugemutet werden kann, während einer sehr kurzen Zeitdauer von 5
Sekunden den Atem anzuhalten, wie dies auch seit jeher bei Röntgenaufnahmen der
Fall ist.
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Auf diese Weise ergeben sich völlig nee Anwendungsbereiche für die
NMR-Tomographie und zwar sowohl für orientierende Messungen mit verhältnismäßig
grober Auflösung wie auch für Feinmessungen mit sehr hoher Auflösung. Bei den genannten
Meßzeiten von nur 5 Sekunden können auch therapiebegleitende Messungen durchgeführt
werden, beispielsweise um den Fortgang einer Operation, einer Geburt oder dergleichen
zu überwachen.
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Bei einer bevorzugten Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens
wird eine zweidimensionale Abbildung von n x n Bildpunkten aus den Meßsignalen erzeugt,
die sich beim n-maligen aufeinanderfolgenden Einstrahlen der Hochfrequenzimpulse
unter jeweiligem Umschalten der Gradientenfelder ergeben.
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Diese Maßnahme hat den Vorteil, daß auf die kiirzest mögliche Art
eine komplette Bilddarstellung erfolgt, weil unmittelbar aufeinanderfolgende Anregungsimpulse
zur Verarbeitung der Bildpunkte herangezogen werden.
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Eine weitere bevorzugte Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens
zeichnet sich dadurch aus, daß bei vorgegebener longitudinaler Relaxationszeit T1
eines Bestandteiles der Probe die Wiederholzeit TR aufeinanderfolgender Tmpll1se
und der Winkel P so eingestellt werlen, lal3 sich ein Gleichgewichtszustand
einstellt,
bei dem die Zunahme an Magnetisierung der Kernspins durch Einwirkung eines Impulses
gerade so groß ist wie die Abnahme an Magnetisierung durch longitudinale Relaxation
während der Dauer der Wiederholzeit TR.
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Diese Maßnahme hat den Vorteil, daß es sich bereits nach wenigen Anregungsimpulsen
ein Gleichgewichtszustand einstellt, der kontinuierliche Messungen ermöglicht.
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Besonders bevorzugt bei dieser Ausführungsform des erfindungsgemäßen
Verfahrens ist, wenn der Winkel P nach der Beziehung P = arc cos exp (TR/T1) eingestellt
wird.
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Diese Maßnahme hat nämlich den Vorteil, daß sich innerhalb des genannten
Gleichgewichtszustandes derjenige Zustand einstellt, bei dem die Signalausbeute
für eine vorgegebene Relaxationszeit T1 und eine vorgegebene Wiederholzeit TR maximal
ist. Auf diese Weise können nämlich dann gezielte Kontrastmessungen durchgeführt
werden, indem man die Impulse oder die Wiederholzeit so einstellt, daß die interessierenden
Bestandteile der Probe, deren Relaxationszeit T1 bekannt ist, gerade maximales Signal
liefern.
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Eine besonders gute Wirkung wird auch dadurch erzielt, daß der Probe
Kontrastsubstanzen definierter longitudinaler Relaxationszeit T1 zugeführt werden
und daß die Wiederholzeit TR und der Winkel P in Abhängigkeit von dieser Relaxationszeit
eingestellt werden.
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Diese Maßnahme hat damit den Vorteil, daß, ähnlich wie dies bei Röntgenmessungen
bekannt ist, Kontrastmittel verabfolgt werden können, beispielsweise paramagnetische
Ionen, deren
Relaxationszeit bekannt ist und die sich bevorzugt
an bestimmten interessierenden Gewebeteilen, beispielsweise malignen Tumoren ansiedeln.
Durch geeignete Wahl der Kontrastsubstanz und durch geeignete Einstellung der Impulse
und der Wiederholzeit kann man dann schnelle Messungen mit maximalem Kontrast durchführen.
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Schließlich ist eine Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens
noch bevorzugt, bei der die Messung der n Bildpunkte zyklisch wiederholt und die
so erhaltenen Einzeldurchgänge einer Mittelwertbildung unterworfen werden.
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Diese Maßnahme, die an sich bekannt ist, hat im vorliegenden Zusammenhang
einen besonderen Vorteil. Aufgrund der bereits beschriebenen Maßnahmen sind nämlich
die erfindungsgemäß durchgeführten Einzeldurchgänge um mehr als eine Größenordnung
schneller als dies seither möglich war, so daß, sofern dieselbe Maßzeit wie seither
zur Verfügung steht, diese Zeit dazu ausgenutzt werden kann, um durch zyklische
Wiederholung der Messungen und Mittelwertbildung eine Verbesserung des Signal/Rauschverhältnisses
zu erzielen. Man erhält dann in derselben Messzeit wie bisher komplette Querschnittsbilder
mit deutlich verbessertem Signal/Rauschabstand.
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Es versteht sich, daß die vorstehend im einzelnen genannten und die
nachstehend noch erläuterten Merkmale auch jeweils für sich alleine oder in beliebiger
anderer Kombination verwendet werden können, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung
zu verlassen.
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Die Erfindung ist in der Zeichnung dargestellt und wird in der nachfolgenden
Beschreibung näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 eine schematische
Darstellung eines Koordinatensystems zur Erläuterung der Selektion eines Bildpunktes;
Fig. 1 schematische Darstellungen zur Erläuterung des bis 4 Relaxationsvorganges
bei Verfahren nach dem Stande der Technik; Fig. 5 Zeitdiagramme von Magnetisierungen
und Impulsen nach dem Stande der Technik; Fig. 6 ein Diagramm zur Erläuterung der
Signalausbeute bei Verfahren nach dem Stande der Technik; Fig. 7 Zeitdiagramme von
Magnetisierungen 1md Impulsen gemäß der Erfindung; Fig. 8 eine schematische Darstellung
des Relaxationsvorganges gemäß der Erfindung; Fig. 9 Diagramme zur Erläuterung der
Signaloptimierung gemäß der Erfindung; Fig. 10 ein Diagramm zum Vergleich der Signalausbeute
nach dem Stand der Technik und gemäß der Erfindung; Fig. 11 eine Variante der Darstellung
gemäß Fig. 10.
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Fig. 12 ein Blockschaltbild einer Ausführungsform einer erfindungsgemäßen
Vorrichtung.
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In Fig. 1 ist ein kartesisches Koordinatensystem mit aufeinander senkrecht
stehende Achsen x, y, z dargestellt. In der NMR-Tomographie wird dieses Koordinatensystem
üblicherweise so definiert, daß die Achse z mit der Richtung eines Magnetfeldes
hoher Homogenität und Intensität zusammenfällt.
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Durch Anlegen von Gradientenfeldern, d.h. Feldern, deren Intensität
sich in Richtung einer der Achsen x, y, z ändert, lassen sich Feldprofile erzeugen,
bei denen jeder Punkt im Raum in einer bestimmten Weise codiert ist. Wird nun zur
Anregung einer Probe ein Hochfrequenzimpuls, d.h. ein Hochfrequenz-Magnetfeld kurzer
Dauer eingestrahlt, so ergibt sich aus der Form des Impulses bzw. dessen Frequenzverteilung
ein bestimmter Bereich 4 x,2 y, n z auf allen drei Achsen x, y, z, so daß insgesamt
ein Volumenelement 10 definiert wird, das bei entsprechender Einstellung und Präzision
der Meßwerte ein nahezu punktförmiges Volumen haben kann.
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Innerhalb des so definierten bzw. codierten Volumenelementes 10 wird
eine Kernresonanz angeregt und die erhaltenen Meßsignale, die vom Spinsystem in
dem Volumenelement ausgesandt werden, werden ausgewertet, so daß nach einer bestimmten
Anzahl von Einzelmessungen ein bestimmter Flächen- oder Raumbereich als Bilddarstellung
erzeugt werden kann.
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Bei allen bisher bekannten Verfahren der NMR-Tomographie wird die
Probe zur Anregung der Kernspins einem sogenannten 90°-Hochfrequenzimpuls ausgesetzt,
der die im Gleichgewicht in der Richtung z des statischen Magnetfeldes ausgerichtete
Magnetisierung der Kernspins um 90" in die x, y-Ebene dreht.
Dies
ist in den Fig. 2 und 3 veranschaulicht. Fig. 2 zeigt den Ruhezustand des Systems,
in dem die Gesamtmagnetisierung Mo infolge des wirkenden statischen Magnetfeldes
in z-Richtung zeigt, so daß die Magnetisierung M z in z-Richtung mit der Magnetisierung
Mg zusammenfällt. Man spricht in diesem Falle von ausschließlich longitudinaler
Magnetisierung und eine transversale, d.h. dazu senkrechte Magnetisierung Mx oder
My ist Null.
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Der 900Impuls kann unter Anwesenheit der bereits genannten Selektionsgradienten
eingestrahlt werden, die zur Definition des Volumenelementes 10 dienen. Wird nur
ein solcher Gradient angelegt, werden nur die Spins innerhalb einer der Bandbreite
des Impulses entsprechenden Scheibe, beispielsweise der durch den AbschnittiS z
definierten Scheibe senkrecht zur z-Achse angeregt.
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Die Magnetisierung der nach dem Ende des 90°-Impulses in der xy-Ebene
präzedierenden Spins erzeugt ein hochfrequentes Signal, das unter Anwesenheit sogenannter
Besegradienten, d.h. beispielsweise in x oder y-Richtung wirkender Gradienten gemessen
wird und Information über die räumliche Verteilung der Kernspins liefert.
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Das hochfrequente Signal wird entweder direkt oder als sogenannter
FID (free induction decay) gemessen oder es werden die unter dem Einfluß der Gradienten
auseinanderlaufenden Phasen der Kernspins durch Umkehr der Gradienten oder die Wirkung
eines 1800-Impulses wieder zum Zusammenlaufen gebracht, so daß ein sogenanntes Echo
entsteht. Es ist auch möglich, durch wiederholte Anwendung der Gradientenumkehr
oder von 180°-Impulsen mehrere Echos zu erzeugen und die
entsprechenden
Signale zu messen. Diese Art der Aufbereitung der Kernspins ist ans ich bekannt
und nicht Gegenstand der vorliegenden Erfindung.
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Nach Ablauf des 90°-Impulses liegt ein Zustand vor, wie ihn Fig. 7
schematisch darstellt. Die Magnetisierung Mo ist nun ausschließlich transversal,
da der Impuls in seiner Breite und Amplitude so bemessen war, daß er die Magnetisierung
Mg gerade um 90" drehte.
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In Abwesenheit von Hochfrequenzimpulsen relaxiert nun die Magnetisierung
Mo der angeregten Spins wieder zur z-Achse hin, wie dies Fig. 4 andeutet. Bei diesem
Relaxationsprozeß geht somit die transversale Magnetisierung Mx y stetig wieder
in die longitudinale Magnetisierung Mz über.
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Die longitudinale Magnetisierung M z baut sich entlang einer exponentiellen
Funktion auf, deren Zeitkonstante T als longitudinale Relaxationszeit bezeichnet
wird.
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Zum Zweck der Datenaufnahme für eine Bildaufnahme muß der Anregungsimpuls
n-fach wiederholt werden, wobei von mal zu mal die Stärke und/oder Dauer der angelegten
Gradientenfelder verändert wird, um nacheinander unterschiedliche Volumenelemente
10 zu erfassen. Typische Werte für n sind 128 oder 256. Der Zeitabstand zweier aufeinanderfolgender
Anregungsimpulse ist üblicherweise konstant und wird als Wiederholzeit TR bezeichnet.
Die Dauer der Anregungsimpulse selbst ist stets sehr klein gegenüber TR und für
die nachfolgende Betrachtung können Relaxationsvorgänge während der Wirkungsdauer
des Impulses vernachlässigt werden.
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Werden nach dem 90°-Anregungsimpuls keine weiteren Hochfrequenzimpulse
angelegt, so ergibt sich für die longitudinale Magnetisierung Mz eine Zeitfunktion
der Form: Mz= Mo(l-exp(-t/Tl)).
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Zum Zeitpunkt des nächsten Anregungsimpulses beträgt somit die longitudinale
Magnetisierung Mz bereits wieder: Mz= MO(l-exp(-TR/T1)) Durch den nachfolgenden
90°-Anregungsimpuls wird diese Magnetisierung M z wieder vollständig in die xy-Ebene
gedreht, d.h. sie geht wieder vollständig in transversale Magnetisierung über. Die
Stärke der transversalen Magnetisierung unmittelbar nach dem Anregungsimpuls bestimmt
die Amplitude des FID und aller eventuell nachfolgend erzeugter Echos. Sie wird
daher im folgenden als Signalstärke S bezeichnet.
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Für alle bisher bekannten Verfahren der NMR-Tomographie, die. wie
bereits erwähnt, sämtlich mit 90°-Impulsen arbeiten, gilt demnach für die erzielbare
Signalstärke: S=Mo(l-exp(-TRlTl)) Diese Verhältnisse sind in den Fig. 5 und 6 dargestellt.
Man erkennt in Fig. 5 mit 20 den Verlauf der longitudinalen Magnetisierung MZ, der
sich zum Zeitpunkt T1 nach dem Einwirken eines ersten 90°-Impulses 22 in Richtung
auf den Ausgangswert M0 zurückbildet, diesen jedoch nicht vollständig erreicht,
weil zum Zeitpunkt T2 bereits wieder der
nächste 900Impuls 23 einwirkt,
der die longitudinale Magnetisierung Mz wieder zu Null macht, worauf sich das Spiel
wiederholt, bis zum Zeitpunkt T3 der nächste 900Impuls 24 eingestrahlt wird. Die
longitudinale Relaxationszeit T1 kann in der üblichen Weise aus einer Tangente 21
an den Ursprung des Verlaufes 20 ermittelt werden. Die Wiederholzeit TR ist bei
der Darstellung in Fig. 5, wie auch in der Praxis, konstant.
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Fig. 6 zeigt als graphische Darstellung einen Verlauf 30, der die
weiter oben formelmäßig entwickelte Signalstärke über dem Verhältnis TROTZ angibt.
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Die Gesamtmeßzeit für die Erstellung eines Bildes beträgt das n-fache
der Wiederholzeit TR. . Die Zahl n der zu Erstellung eines Bildes mindestens notwendigen,
unter verschiedenen Gradientenwerten erfolgenden Datenaufnahmen ist durch die Bildmatrixgröße
und das Rekonstruktionsverfahren bestimmt. Für die vollständige Bestimmung einer
Matrix mit 256 x 256 Bildpunkten nach dem sogenannten 2DFT-Verfahren (Two Dimensional-Fourier-Transform)
beträgt n z.B. also 256.
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Wenn man die Gesamtmeßzeit verkürzen will, besteht daher bei gegebener
Bildmatrixgröße nur die Möglichkeit, die Wiederholzeit TR zu verkürzen. Dabei nimmt
jedoch, wie man der zuletzt entwickelten Gleichung für die Signalstärke und dem
Verlauf 30 in Fig. 6 entnehmen kann, die erzielbare Signalstärke bei vorgegebenem
T rasch ab. Dieser Effekt ist an sich bekannt und wird in der Fachwelt als "Sättigung"
bezeichnet.
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Wie bereits weiter vorne erwähnt wurde, liegen typische Werte von
T1 im menschlichen Körper im Bereich zwischen 0,5 und 2 Sekunden. Wenn eine Gesamtmeßzeit
von 5 Sekunden bei n = 256 angestrebt wird, so ergibt sich mit TR = 20 ms und T1
= 1000 ms, d.h. einem Wert TR/l1 von 0,02 eine relative Signalstärke von nur noch
2%, bezogen auf die mit sehr großen Werten von TR erzielbare Signalstärke, von Messungen
also, bei denen TR so groß ist, daß die Spins des interessierenden Volumenelementes
10 wieder nahezu vollständig relaxieren können. Man kann daher auf dieser Weise
zwar (rein theoretisch) die in jenem Falle erforderliche Meßzeit von ca. 5 Minuten
auf 5 Sekunden reduzieren, man erhält jedoch nach dem Stand der Technik einen dermaßen
starken Verlust an Signalstärke, der angesichts des bei der NMR-Tomographie prinzipiell
nicht sehr günstigen Signal/-Rauschverhältnisses nicht hingenommen werden kann,
weil die so erzielten Bilder nicht mehr zuverlässig interpretierbar sind.
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Das erfindungsgemäße Verfahren bzw. die erfindungsgemäße Vorrichtung
sehen demgegenüber ein Verfahren vor, wie es nachstehend anhand der Fig. 7 bis 12
erläutert wird.
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Das erfindungsgemäße Verfahren löst sich nämlich grundsätzlich von
der seither ausschließlich bekannten Verwendung von 90°-Anregungsimpulsen und ersetzt
diese Impulse durch einen Impuls mit dem Drehwinkel P, der kleiner als 90°, vorzugsweise
sehr viel kleiner ist und typischerweise im Bereich zwischen 5° und 250 liegt. Die
sich dabei einstellenden Verhältnisse sind in Fig. 7 und 8 veranschaulicht.
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Durch einen Impuls, der nur einen solch kleinen Verdrehwinkel P zur
Folge hat, wird die z-Komponente der Magnetisierung nicht vollständig abgebaut (vgl.
Fig. 3 beim Stand der Technik) sondern nur geringfügig reduziert. Geht man von einer
Anfangsmagnetisierung Me aus, ergibt sich gemäß Fig.
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8 bei einer Auslenkung um den Winkel P eine verbleibende longitudinale
Magnetisierung Me cosP und eine entsprechende transversale Magnetisierung Me sinP.
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Man erkennt aus Pig. 8 ohne weiteres, daß die Zunahme an transversaler
Magnetisierung mit zunehmendem Winkel P zunächst sehr groß ist und sich anschließend
immer weiter vermindert. Andersherum ausgedrückt bedeutet dies, daß man bereits
mit relativ kleinen Auslenkwinkeln P eine beträchtliche Signalstärke erreichen kann
und daß die vollständige Auslenkung der Kernspins um 90" nur noch geringfügige Vorteile
bringt.
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Das in Fig. 7 dargestellte Meßverfahren zeigt, daß bei zyklischem
Anlegen von Impulsen 41, 42, 43, die jeweils nur eine Auslenkung um den kleinen
Winkel P zur Folge haben, sich ein Verlauf 40 der longitudinalen Magnetisierung
ergibt, der vor Anlegen der Impulse 41, 42, 43 jeweils von dem Anfangswert Me ausgeht.
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Geht man von einem Ausgangszustand aus, bei dem alle Kernspins in
z-Richtung ausgerichtet sind, ergibt sich nach wenigen Impulsen ein Gleichgewichtszustand,
der durch den Wert Me gekennzeichnet ist. Dieser dynamische Gleichgewichtszustand
ist durch die Bedingung bestimmt, daß der Verlust an M z durch den Anregungsimpalls
durch die während der Zeit TR erfolgende Relaxation gerade wiener ausgetJlichen
wird.
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Überträgt man diese Erkenntnis auf die eingangs genannten Gleichungen,
ergibt sich für das erfindungsgemäße Verfahren eine Signalstärke von S=Mo sinp(l-exp(-TR/Tl))/(1+exp(-TR/Tl)cosp)
Diese Beziehung ist in Fig. 9, parametriert nach TR/Ta aufgetragen. Man erkennt
aus den Verläufen 50, 51, 52, daß diese ein ausgeprägtes Maximum aufweisen, so daß
sich für jedes Wertepaar TROTZzuein Winkel P ermitteln läßt, bei dem sich eine optimale
Signalausbeute ergibt.
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Dieser Winkel beträgt POpt=arc cos(exp(-TR/T1)) Die Fig. 10 und 11
zeigen nun, welche Verbesserung sich nach dem erfindungsgemäßen Verfahren gegenüber
dem Stand der Technik ergibt.
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Das Diagramm gemäß Fig. 10 entspricht dem Diagramm gemäß Fig. 6, allerdings
ist zum Vergleich mit dem nach dem Stand der Technik erzielbaren Verlauf 30 für
die Signalausbeute über dem Wertepaar TR/T noch ein Verlauf 60 für die Signalausbeute
nach dem erfindungsgemäßen Verfahren aufgetragen.
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Man erkennt aus Fig. 10 deutlich, daß sich durch Optimierung des Winkels
P in jedem Fall eine Verbesserung gegenüber den durch den Verlauf 30 dargestellten
Verfahren nach dem Stand der Technik ergibt, die nur 90°-Anregungsimpulse verwendeten.
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Fig. 11 zeigt in direktem Vergleich der beiden Verfahren den Signalgewinn
in einem Verlauf 70 und man erkennt, daß sich ein dramatischer Signalgewinn für
kleine Werte TR/Tl ergibt.
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Bei dem oben durchgerechneten Beispielsfall, bei dem nach dem Stand
der Technik nur eine Signalausbeute von 2 erzielbar war, ergibt sich mit dem erfindungsgemäßen
Verfahren eine Steigerung um den Faktor 5, so daß gegenüber dem Fall ohne Sättigung
(mit sehr langer Meßzeit) immerhin noch 10% Signalausbeute erzielbar sind gegenüber
nur 2% nach dem Stand der Technik. Bei diesem Gewinn läßt sich aber bereits eine
deutliche und zuverlässige Aussage aus den so gewonnenen Bildern erzielen.
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Wie bereits zu Fig. 7 erläutert, sind mehrere Anregungsimpulse erforderlich,
bis der dort durch den Wert Me charakterisierte Gleichgewichtszustand erreicht ist.
Während dieser Einstellungsphase sinkt die Signalstärke von ihrem durch das thermische
Gleichgewicht gegebenen Anfangswert von Mg sinP ab und nähert sich asymptotisch
dem dynamischen Gleichgewichtswert. Das Signal/Rauschverhältnis der Bilder kann
daher noch weiter verbessert werden, wenn für die Datenaufnahme zur Bildherstellung
das durch Anregungen während der Einstellungsphase gewonnene Signal verwendet wird.
In diesem Falle ist die Signalintensität in jedem Bildpunkt jedoch nicht mehr eine
lokale Punktion der physikalischen Parameter (Spindichte, Relaxationszeiten) in
dem durch den Bildpunkt dargestellten Volumenelement.
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Es versteht sich, daß die zur Herleitung des optimalen Winkels Popt
angezogenen Gleichungen verschiedene Lösungen zulassen, die außerhalb des Intervalls
zwischen 0° und 9" liegen. Diese periodischen Lösungen sind selbstverständlich ebenfalls
Gegenstand der vorliegenden Erfindung, sie sind nur der Übersichtlichkeit halber
nicht nochmals im einzelnen dargestellt worden.
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P ist eine Funktion von exp (-TR/T1). Der Drehwinopt kel kann daher
bei gegebenem TR nur auf einen bestimmten Wert von T1 optimiert werden, obwohl ein
Schnittbild durch den menschlichen Körper erfahrungsgemäß Bereiche mit verschiedenen
Geweben und damit verschiedenen Werten von T1 erfaßt. Dennoch ergibt sich, wie man
aus Fig. 9 ersieht, auch für Bereiche mit nicht optimal angepaßtem Winkel P in vielen
Fällen eine beträchtliche Signalverbesserung zu den bekannten Verfahren, bei denen
P immer = \;0 war. Dies gilt insbesondere für Substanzen mit kurzen Werten von T1.
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Man kann erfindungsgemäß durch Gabe geeigneter Kontrastmittel, die
z.B. paramagnetische Ionen enthalten, die Werte von T1 in pathologischen Strukturen,
z.B. Tumoren, erheblich verkürzen. Diese Strukturen treten bei Verwendung kleiner
Drehwinkel P besonders signalstark und gut gegen ihre mebung kontrastiert hervor.
Auch ohne Verwendung von Kontrastmitteln haben die nach dem erfindungsg'einäßen
Verfahren erzeugten Bilder einen guten T1-Kontrast, wobei im wesentlichen die Gewebe
mit T1-Werten unterhalb des für die Optimierung von P eingesetzten Wertes als signalstark,
und oberhalb dieses Wertes als zunehmend signaischwach erschenen. Der Kontrast kann
durch Variation von P vernndert und der jeweiligen diagnostischen Fragestellung
angepaßt werden.
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} . 12 zeigt noch eine Vorrichtung, wie sie zur Durchführung der erfindungsgemäßen
Verfahren verwendet werden kann.
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Mit 80 ist ein erstes Magnetspulensystem zur Erzeugung des homogenen
Hauptfeldes angedeutet, das beispielsweise ein Doppel-Helmholtz-System sein kann.
Mit 81 und 82 sind zwei Gradientenspulensysteme angedeutet. Auf einem Probenhalter
83 ruht eine Probe 84, beispielsweise ein lebender mensch3icher oder tierischer
Körper. Oberhalb und unterhalb der Probe 84 befinden sich Sendespulen 85, deren
Achse senkrecht zur Achse des ersten Magnetspulensystems 80 steht. Zu diesen beiden
Achsen wiederum senkrecht sind Empfangsspulen 86 angedeutet.
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Ein Netzgerät 87 dient zur Versorgung des ersten Magnets lensystems
80, während weitere Netzgeräte 88, 89, 90 zur Versorgung der Gradientenspulensysteme
81, 82 usw. dienen, wobei die Verbindungen der Übersichtlichkeit halber im einzelnen
nicht dargestellt sind, da diese an sich bekannt sind.
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Die Netzgeräte 87 bis 90 werden mittels einer Steuerleitung 91 von
einer Steuereinheit 92 betätigt, die außerdem über ein Einstellorgan 93 einen Hochfrequenz-Impulsgenerator
94 steuert, der seinerseits an die Sendespulen 85 angeschlossen ist.
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In entsprechender Weise sin die Empfanssp@len 86 an einen Hochfrequenz-Empfänger
95 angeschlossen, der auf eine Auswertinheit 96 arbeitet. Die Auswerteinheit 6 ist
ausgangsseitig mit einem Bildschirm 97 und einen, Plotter 98 verbunlet,
Zur
Durchführung der erfindungsgemäßen Verfahren werden in an sich bekannter Weise von
der Steuereinheit 92 die Netzgeräte 87 bis 90 eingestellt und es wird auch der Impulsgenerator
94 betätigt. Allerdings wird mittels des Einstellorganges 93 eine Veränderung der
Hochfrequenzimpulse gegenüber dem Stand der Technik insofern vorgenommen, als die
vorstehend ausführlich geschilderten Drehwinkel P für die interessierenden Kernspins
eingestellt werden.
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Der Empfang der Messignale über die Empfangsspulen 86, den Hochfrequenzempfänger
95 und die Auswertung in der Auswerteinheit 96 sowie Anzeige auf dem Bildschirm
97 und Plotter 98 erfolgen in ebenfalls ansich bekannter Weise.