DE3721639A1 - Magnetresonanz-abbildungsgeraet und -verfahren - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Magnetresonanz- oder MR-Abbildungsgerät, mit dem die Datenerfassungszeit bei der Gewinnung von Magnetresonanz- oder MR-Bildern einer Anzahl von (Schnitt-)Scheiben beträchtlich verkürzt werden kann, sowie ein entsprechendes Verfahren.

Bei einem bereits in der Praxis angewandten MR-Abbildungsgerät wird eine Magnetresonanzerscheinung als die Resonanz eines magnetischen Moments eines Kernspins an einer elektromagnetischen Welle angeregt. Ein durch die MR-Erscheinung erzeugtes MR-Signal wird erfaßt, um Informationen über einen spezifischen Atomkern im Gewebe eines Untersuchungsobjekts zu gewinnen.

Das Prinzip bei einem (solchen) MR-Abbildungsgerät ist nachstehend erläutert.

Jeder Atomkern weist seinen eigenen Kernspin auf. Ein Atomkern erzeugt ein durch den Kernspin hervorgerufenes magnetisches Moment. Das kernmagnetische Moment jedes Atomkerns weist normalerweise in eine beliebige oder willkürliche Richtung. Wenn jedoch den kernmagnetischen Momenten ein Magnetfeld aufgeprägt wird, werden sie entsprechend der Richtung der Magnetkraftlinien orientiert. Beispielsweise weisen Atomkerne mit Spins von 1/2, etwa Protonen (¹H) als Atomkerne von Wasserstoff, nur zwei Arten von kernmagnetischen Momenten auf, nämlich solche, die parallel zum Magnetfeld in der Richtung der Magnetkraftlinien orientiert sind, und solche, die parallel zum Magnetfeld und in einer der Richtung der Magentkraftlinien entgegengesetzten Richtung orientiert sind. Diese beiden Arten von kernmagnetischen Momenten oder Kernmagnetmomenten im Magnetfeld weisen Energien unterschiedlicher Pegel oder Niveaus auf (Zeemansche Aufspaltung eines Energieniveaus).

Das magnetische Verhalten einer Gruppe von Kernspins, d. h. Kernmagnetmomente insgesamt, kann durch Definieren des makroskopischen Magnetisierungsvektors M festgestellt werden, welcher eine Vektorgröße darstellt, die durch Addieren aller Kernmagnetmomente in einem interessierenden Abschnitt oder Bereich eines Untersuchungsobjekts gewonnen wird. Wenn das Magnetfeld nicht angelegt ist, beträgt der Magnetisierungsvektor M natürlich Null. Bei angelegtem Magnetfeld sind andererseits die Magnetmomente entsprechend der Richtung des Magnetfelds orientiert, und es wird ein parallel zum Magnetfeld liegender Magnetisierungsvektor M erzeugt. Gemäß üblicher herkömmlicher Praxis auf diesem Fachgebiet wird die Koordinatenachse der Richtung des Magnetfelds als Z-Achse bezeichnet.

Wenn der Magnetisierungsvektor M gegenüber der Z-Achse geneigt ist, beginnt er eine Präzession um diese. Zum Neigen (Schrägstellen) des Magnetisierungsvektors M kann ein kleines (schwaches) Magnetfeld aufgeprägt werden, das auf einer X-Y-Ebene senkrecht zu einem statistischen Magnetfeld längs der Z-Achse rotiert. Tatsächlich wird anstatt eines rotierenden Magnetfelds ein Hochfrequenz-Wechselspannungsmagnetfeld mittels einer Spule aufgeprägt. Um dabei die Magnetfrequenz zu erzeugen, muß die Frequenz des Hochfrequenz-Magnetfelds so eingestellt sein, daß sie mit der Resonanzfrequenz eines spezifischen, zu untersuchenden Kernspins koinzidiert bzw. übereinstimmt.

Eine Neigung des Magnetisierungsvektors M aus einer Gleichgewichtsstellung bedeutet, daß er von einem niedrigen auf ein(en) hohen Energiepegel oder -niveau übergeht; dieser Übergang tritt nur dann auf, wenn die Frequenz des Hochfrequenz-Magnetfelds einer Differenz in den magnetischen Energien der beiden vorbestimmten Energienieveaus entspricht. Die Resonanzfrequenz (Lamor-Frequenz) l₀ ist einer Größe gleich, die durch Multiplizieren der Intensität H₀ des aufzuprägenden Magnetfelds mit den magnetischen Rotationsverhältnis (gyromagnetischen Verhältnis) γ erhalten wird:

ω₀ = γ × H₀ (1)

Das magnetische Rotationsverhältnis γ ist eine für jede Art von Atomkernen mit einem Kernspin spezifische oder einzigartige Konstante. Beispielsweise beträgt die Resonanzfrequenz des Wasserstoff-Atomkerns (Protons) in einem Magnetfeld 1 T (Tesla) 42,57 MHz und diejenige von Phosphor 31 (³¹P) 17,24 MHz. Wenn eine Frequenz eines Hochfrequenz-Magnetfelds willkürlich gewählt wird, so daß sie mit einem spezifischen Atomkern synchronisiert ist, kann die Magnetresonanz des (betreffenden) Atomkerns getrennt beobachtet werden.

Bei einem MR-Abbildungsgerät wird daher ein vorbestimmtes lineares Gradientmagnetfeld einem in einem Statikmagnetfeld längs der Z-Achsenrichtung angeordneten Untersuchungsobjekt aufgeprägt, und es wird ein Hochfrequenz-Anregungsimpuls angelegt, um den Magnetisierungsvektor M zu neigen (d. h. die Magnetresonanz anzuregen). Ein nach Anlegung des Hochfrequenzimpulses durch eine Empfangsspule empfangenes MR-Signal wird zum Rekonstruieren eines Bildes (einer Abbildung) der MR-Information in einem Raum einer Fourier-Transformation unterworfen. Dies bedeutet, daß das MR-Abbildungsgerät eine Magnetresonanz in einem vorbestimmten Bereich eines Untersuchungsobjekts anregt, ein durch die Magnetresonanz erzeugtes schwaches MR-Signal abgreift und ein Bild entsprechend der MR-Information auf der Grundlage des MR-Signals rekonstruiert.

Bei einem solchen MR-Abbildungsgerät (oder -system) werden eine Lage und eine Dicke einer (Schnitt-)Scheibe (slice) auf die nachstehend beschriebene Weise bestimmt.

Ein Hochfrequenz-Anregungsimpuls (selektiver Anregungsimpuls) aus einer Frequenzkomponente zum selektiven Anregen nur einer Scheibe einer vorbestimmten Dicke wird einem Untersuchungsobjekt aufgeprägt, während letzteres mit einem Gradientmagnetfeld in einer Richtung (Z-Achsenrichtung) senkrecht zu einem Statikmagnetfeld und einer Scheibenfläche beaufschlagt wird, wodurch eine MR-Erscheinung nur in einer spezifischen Scheibe angeregt wird (als "selektive Anregungsmethode" bezeichnet).

Atomkerne im angeregten Bereich beginnen eine Präzession mit derselben Resonanzfrequenz und in oder mit verschiedenen Phasen in der Richtung der Dicke (der Scheibe) aufgrund des angelegten Gradientmagnetfelds, wenn eine Scheibenlage bestimmt ist, d. h. die gewählte Scheibe angeregt ist. Solche Phasenvariationen verkleinern ein zu erfassendes MR-Signal, wodurch die Güte eines letztlich gewonnenen MR-Bilds beeinträchtigt wird.

Zur Ausschaltung der Phasenvariationen zwecks Gewinnung eines großen MR-Signals wird daher herkömmlicherweise ein Gradientmagnetfeld mit einer Polarität, die derjenigen des während der Anregung (d. h. Scheibenbestimmung) aufgeprägten Gradientmagnetfelds entgegengesetzt ist, nach der Anregung (d. h. Scheibenlagenbestimmung) und vor der MR-Signalerfassung angelegt.

Die Wirkungsweise eines Magnetisierungsvektors bei der erwähnten Phasenverschiebungsunterdrückung ist nachstehend anhand von Fig. 1 erläutert. Das in Fig. 1 dargestellte Koordinatensystem ist ein rotierendes Koordinatensystem, das mit der Resonanzwinkelfrequenz ω₀ gemäß obiger Gleichung (1) rotiert, wobei die Z-Achse eine Richtung des Statikmagnetfelds H₀ und die X′-Achse eine Richtung des Anregungsimpulses repräsentieren. Bei Anlegung eines 90°-Impulses fällt der Magnetisierungsvektor M in Z-Achsenrichtung auf die Y′-Achse. Dabei ist unter einem gleichzeitig mit dem 90°-Impuls aufgeprägten Gradientmagnetfeld G _Z der Magnetisierungsvektor M bestrebt, auf einer höheren Winkelfrequenz als die Resonanzwinkelfrequenz ω₀ in einem Abschnitt auf Resonanz zu gehen, in welchem eine Magnetfeldintensität vorliegt, die höher ist als die Magnetfeldintensität H₀ in Zentrum der Scheibe, so daß sich der Magnetisierungsvektor von der Y′-Achse längs einer in Fig. 1 mit dem Pfeil A₁ bezeichneten Richtung verschiebt. Andererseits neigt der Magnetisierungsvektor M zu einer Resonanz auf einer niedrigeren Winkelfrequenz als die Resonanzwinkelfrequenz ω₀ in einem Abschnitt oder Bereich mit einer unterhalb der Magnetfeldintensität H₀ im Zentrum der Scheibe liegenden Magnetfeldintensität, und er verschiebt sich daher von der Y′-Achse längs einer durch den Pfeil A₂ angegebenen Richtung. Wenn danach ein Gradientenmagnetfeld einer Polarität entgegengesetzt zu derjenigen des Gradientenmagnetfelds G _Z , d. h. ein Gradientenmagnetfeld -G _Z , in welchem der Bereich mit der Magnetfeldintensität, die höher ist als die Magnetfeldintensität H₀ bei angelegtem Gradientmagnetfeld G _Z , eine niedrigere Magnetfeldintensität aufweist, und der Bereich mit einer niedrigeren Magnetfeldintensität als die Magnetfeldintensität H₀ bei angelegtem Gradientmagnetfeld G _Z eine höhere Magnetfeldintensität besitzt, aufgeprägt wird, bewegt sich der von der Y-Achse verschiedene Magnetisierungsvektor M längs der Richtungen -A₁ und -A₂ entgegengesetzt zum obigen Fall. Wenn die Anlegungszeit des Gradientmagnetfelds -G _Z beliebig oder willkürlich (arbitrarily) gewählt wird, können die Richtungen aller Magnetisierungsvektoren M in der gewählten Scheibe mit der Y′-Achse ausgefluchtet werden.

Nach einer derzeit üblichsten, bei herkömmichen MR-Abbildungssystemen angewandten Methode wird nicht nur die Magnetresonanz angeregt, sondern auch ein MR-Echo mittels vorbestimmter Anregungsfrequenzen oder -folgen erzeugt. Dieses MR-Echo wird zur Gewinnung nötiger MR-Informationen abgegriffen.

Typische Beispiele für eine Methode zum Erzeugen des MR-Echos sind eine Pulsechomethode, bei der das MR-Echo mittels eines sog. 180°-Impulses erzeugt wird, und eine Gradientechomethode, bei welcher das MR-Echo durch Invertieren eines Gradientmagnetfelds erzeugt wird.

Bei der Pulsechomethode wird eine in den Fig. 2A bis 2C gezeigte Impuls- oder Pulsfolge angewandt.

Fig. 2A veranschaulicht eine Wellenform eines Gradientmagnetfelds G _S zum Bestimmen einer Scheibe und außerdem Hüllkurvenwellenformen von Anregungsimpulsen P _{E 1} und P _{E 2} sowie ein MR-Echo E neben der Wellenform des Gradientmagnetfelds G _S . Fig. 2B zeigt eine Wellenform eines Gradientmagnetfelds G _R zum Auslesen von MR-Daten, während Fig. 2C eine Wellenform eines Gradientmagnetfelds G _E für die Phasencodierung der Magnetresonanz zeigt.

Das Phasencodier- und das Auslese-Gradientmagnetfeld G _E bzw. G _R werden benutzt, um zu bewirken, daß ein MR-Signal (MR-Echo) Informationen für eine Verschiebung (oder einen Versatz) auf einer Scheibe als Phaseninformation enthält.

Bei der Pulsechomethode werden zunächst ein Scheibenbestimmungs-Gradientmagnetfeld G _S und ein 90°-Anregungsimpuls P _E1 aufgeprägt. Normalerweise wird das Gradientmagnetfeld G _Z in Z-Achsenrichtung als das Scheibenbestimmungs-Gradientmagnetfeld G _S benutzt. Der 90°-Anregungsimpuls P _E1 ist in diesem Fall ein selektiver Anregungsimpuls mit einer Hüllkurve der Wellenform gemäß Fig. 2A. Nach dem Anlegen des 90°-Anregungsimpulses wird das Scheibenbestimmungs-Gradientmagnetfeld G _S invertiert, um auf beschriebene Weise die Phasenverschiebung aufzuheben. Das Auslese- und Phasencodier-Gradientmagnetfeld G _R bzw. G _E werden nach dem Invertieren des Scheibenbestimmungs-Gradientmagnetfelds G _S für eine vorbestimmte Zeitspanne angelegt. Als Auslese- und Phasencodier-Gradientmagnetfelder G _R bzw. G _E werden normalerweise Gradientmagnetfelder benutzt, die in zueinander orthogonalen Richtungen auf der X-Y-Ebene liegen, d. h. das Gradientmagnetfeld G _X in X-Achsenrichtung und das Gradientmagnetfeld G _Y in Y-Achsenrichtung. Nach dem Anlegen oder Aufprägen der Gradientmagnetfelder G _R und G _E wird wiederum das Scheibenbestimmungs-Gradientmagnetfeld G _S aufgeprägt, und es wird ein 180°-Anregungsimpuls P _E2 angelegt. Als Anregungsimpuls P _E2 wird auch ein selektiver Anregungsimpuls mit einer Hüllkurve der Wellenform gemäß Fig. 2A benutzt. Das Auslese-Gradientmagnetfeld G _R wird wiederum in einem vorbestimmten Zeitintervall nach dem Anlegen des 180°-Anregungsimpulses P _E2 aufgeprägt, und ein MR-Echo (dessen Hüllkurvenwellenform in Fig. 2A gezeigt ist) wird während der Aufprägung des Auslese-Gradientmagnetfelds G _R abgegriffen. Ein(e) Zeitintervall oder -spanne vom Aufprägen des Anregungsimpulses P _E1 bis zum Zeitpunkt (timing), zu dem das erste MR-Echo erzeugt wird, ist das Echointervall T _E . Die obige Sequenz wird mehrfach wiederholt und durch schrittweise oder stufenweise Änderung des Phasencodier-Gradientmagnetfelds G _E um eine vorbestimmte Größe, sooft die Sequenz wiederholt wird, um MR-Daten zu erfassen. Auf diese Weise werden die für die Gewinnung eines Bilds der gewählten Scheibe erforderlichen MR-Daten erfaßt.

Wenn, wie im oben beschriebenen Fall, ein 180°-Anregungsimpuls P _E2 benutzt wird, kann die Phasenverschiebung entweder durch Invertieren des Scheibenbestimmungs-Gradientmagnetfelds G _S nach dem Anlegen des 90°-Anregungsimpulses, wie beschrieben, oder durch Anlegen des nicht-invertierten Scheibenbestimmungs-Gradientmagnetfelds G _S unmittelbar nach dem Anlegen des 180°-Anregungsimpulses P _E2 aufgehoben oder unterdrückt werden.

Bei der Gradientechomethode wird eine in den Fig. 3A bis 3C dargestellte Pulsfrequenz oder -folge angewandt.

Fig. 3A zeigt eine Wellenform des Scheibenbestimmungs-Gradientmagnetfelds G _S und veranschaulicht Wellenformen eines Anregungsimpulses P _E0 und ein(es) MR-Echo(s) E neben der Wellenform des Gradientmagnetfelds G _S . Fig. 3B veranschaulicht die Wellenform des Gradientmagnetfelds G _R für das Auslesen der MR-Daten, während Fig. 3C eine Wellenform eines Gradientmagnetfelds G _E für die Phasencodierung der Magnetresonanz zeigt.

Bei der Gradientechomethode werden zunächst ein Scheibenbestimmungs-Gradientmagnetfeld G _S und ein 90°-Anregungsimpuls P _E0 angelegt. Als Scheibenbestimmungs-Gradientmagnetfeld G _S wird normalerweise das Gradientmagnetfeld G _Z in Z-Achsenrichtung benutzt. Nach dem Anlegen des 90°-Anregungsimpulses P _E0 wird das Scheibenbestimmungs-Gradientmagnetfeld G _S invertiert, um auf beschriebene Weise die Phasenverschiebung aufzuheben. Ein negatives Auslese-Gradientmagnetfeld G _R und ein Phasencodier-Gradientmagnetfeld G _E werden nach dem Aufprägen des Scheibenbestimmungs-Gradientmagnetfelds G _S für eine vorbestimmte Zeitspanne angelegt oder aufgeprägt. Als Auslese- und Phasencodier-Gradientmagnetfelder G _R bzw. G _E werden normalerweise Gradientmagnetfelder benutzt, die in zueinander orthogonalen Richtungen auf der X-Y-Ebene liegen, z. B. Gradientmagnetfelder G _X bzw. G _Y in X- bzw. Y-Achsenrichtung. Nach dem Aufprägen der Gradientmagnetfelder G _R und G _E wird das Auslese-Gradientmagnetfeld G _R invertiert, und es wird ein positives Auslese-Gradientmagnetfeld G _R für eine vorbestimmte Zeitspanne angelegt, um damit ein MR-Echo E während der Anlegung des Auslese-Gradientmagnetfelds G _R zu erfassen bzw. abzugreifen. Eine Zeitspanne von der Anlegung des Anregungsimpulses P _E0 bis zu dem Zeitpunkt, zu dem das erste MR-Echo E erzeugt wird, ist ein Echointervall T _E . Die obige Sequenz wird mehrfach wiederholt, indem das Phasencodier-Gradientmagnetfeld G _E bei jeder Wiederholung der Sequenz stufenweise um eine vorbestimmte Größe innerhalb der positiven und negativen Bereiche geändert wird, um MR-Daten zu erfassen. Auf diese Weise werden die für die Gewinnung eines Bilds der gewählten Scheibe erforderlichen MR-Daten erfaßt.

Wenn eine einmal angeregte Scheibe für die Erfassung der MR-Daten erneut angeregt wird, wird im allgemeinen die Scheibe angeregt, nachdem ein durch die vorherige Anregung hervorgerufener Resonanzzustand nachgelassen hat.

Im Einsatz des MR-Abbildungsgeräts werden häufig die Bilder (oder Abbildungen) von mehreren, räumlich nebeneinander liegenden Scheiben benötigt, um die Diagnose zu vereinfachen oder dreidimensionale Informationen zu gewinnen. Aus diesem Grund wird bei manchen MR-Abbildungsgeräten eine als Mehrscheibenabbildung (multi-slice imaging) bezeichnete Technik angewandt. Nach dieser Technik werden andere Scheiben angeregt, während die Relaxation der Resonanz der Kernspins in einer angeregten Scheibe abgewartet wird, um auf diese Weise sequentiell MR-Daten zu erfassen. Als Ergebnis können Bilddaten einer Anzahl verschiedener Scheibenlagen praktisch in derselben Zeit, wie sie für die Erfassung aller Daten bezüglich einer Scheibe nötig ist, erfaßt werden. Diese Technik nutzt effektiv eine Relaxations-Wartezeit, die bei der (für die) MR-Abbildung wesentlich ist.

Im folgenden ist beispielsweise ein Fall beschrieben, in welchem das Bild nur einer einzigen Scheibe erfaßt wird. Fig. 4 veranschaulicht ein Beispiel für eine Operationssequenz oder -folge bei einer typischen Pulsechomethode im MR-Abbildungsgerät. Bei diesem Beispiel werden 90°- und 180°-Anregungsimpulse P _E1 und P _E2 zum Anregen der Magnetresonanz an eine vorbestimmte Scheibe angelegt, und es werden MR-Daten mit einer vorbestimmten Codierungsphase erfaßt. Für das Anregen der Magnetresonanz in derselben Scheibe zwecks Gewinnung von Daten in der nächsten Codierungsphase ist sodann eine Wartezeit T _W , in welcher die Relaxation der Kernspinresonanz abgewartet wird, nötig. In Fig. 4 bezeichnen das Symbol T _AQ ein Intervall, in welchem MR-Echosignale erfaßt werden, und das Symbol T _E eine Zeitspanne von der Anregung der Magnetresonanz bis zu dem Zeitpunkt, zu dem das Echosignal einen größten Pegel erreicht.

Die Zeitspanne T _AQ für die Erfassung von Echosignalen wird durch die erforderliche Auflösung eines Bilds bestimmt; sie entspricht allgemein T _E <T _AQ . Die Zeitspanne T _AQ entspricht auch einem Intervall, in welchem das Auslese-Gradientmagnetfeld G _R angelegt wird. Anregungsimpulse P _E1 und P _E2 (vgl. Fig. 2A) sind Hochfrequenzimpulse; im allgemeinen ist P _E1 ein 90°-Impuls, P _E2 ein 180°-Impuls.

Wenn eine Zeitspanne zum Wiederholen der Anregung in bezug auf eine (einzige) Scheibe (d. h. eine Zeitspanne von dem Zeitpunkt (timing), zu dem eine Scheibe angeregt wird, bis zu dem Zeitpunkt, zu dem dieselbe Scheibe wiederum angeregt wird) zu T _R vorausgesetzt wird, wird T _R nach folgender Gleichung erhalten:

T _R = T _E + (T _AQ /2) + T _W (2)

In obiger Gleichung dienen T _E und T _R als Parameter, welche die Relaxationszeiten (Längs- und Querrelaxation) T₁ und T₂ sowie die Spindichte ρ auf einem Bild wiedergeben; sie können mithin innerhalb eines weiten Bereichs beliebig frei gewählt werden. Typische Größen oder Werte von T _R und T _E , wie sie für medizinische Diagnosen benutzt werden, sind T _R =300-3000 ms und T _E =10-120 ms.

Wenn Daten unter der Bedingung T _R » T _E erfaßt werden, wird T _W vergrößert. In der Zeitspanne T _W befindet sich das Gerät lediglich in einem Wartezustand, ohne eine sinnvolle Verarbeitung auszuführen. Bei der Mehrscheibentechnik wird diese Zeitspanne für das Anregen anderer Scheiben benutzt, um damit MR-Daten zu erfassen.

Die Scheibenanregung bei der herkömmlichen Mehrscheibenabbildung ist nachstehend anhand von Fig. 5 und 6 beschrieben. Fig. 5 veranschaulicht schematisch mehrere (einander) räumlich benachbarte, einer Abbildungsoperation zu unterwerfende Scheiben S₁-S₄ und die Dichteverteilung der Kernspins, in denen Magnetresonanz angeregt ist. Fig. 6 veranschaulicht die Anregungssequenzen von erster bis vierter Scheibe S₁-S₆.

Gemäß Fig. 6 wird nach einer Zeit(spanne) T _Rmin (= T _E + (T _AQ /2)) nach dem Anregen der ersten Scheibe S₁ die zweite Scheibe S₂ angeregt, und nach einer weiteren Zeit T _Rmin wird die dritte Scheibe S₃ angeregt. Auf diese Weise werden mehrere (einander) räumlich benachbarte Scheiben sequentiell in der Reihenfolge ihrer räumlichen Anordnung angeregt und die MR-Daten erfaßt. In diesem Fall ist oder wird eine Frequenzkomponente (eine hohe Frequenz und eine Hüllkurve) eines Anregungsimpulses so eingestellt, daß die Kernspins in einer Scheibe einer vorbestimmten Dicke zu Resonanz angeregt werden, wobei jedoch die tatsächlich angeregten Kernspins auch einen Bereich verteilt sind, der geringfügig über die Scheibe hinausreicht. Wenn dann eine Scheibe während einer Wartezeit für die Resonanz-Relaxation einer benachbarten Scheibe angeregt wird, gelangt die Resonanzanregung im hinausreichenden Bereich in Interferenz zur Resonanz (in) der benachbarten Scheibe.

Ersichtlicherweise kann jede Scheibe nach einer langen Zeitspanne angeregt werden. Da jedoch die Zahl der Datenerfassungen pro Scheibe groß ist, verlängert sich eine Zeitspanne für die Datenerfassung. In dieser Datenerfassungs-Zeitspanne kann sich ein Untersuchungsobjekt (möglicherweise) bewegen, was zu einer Änderung der Lage und/oder Form in einem Teil oder einem Organ in einem Abbildungsbereich führen kann. Wenn sich das Untersuchungsobjekt in dieser Zeitspanne bewegt, entsteht in dem zu rekonstruierenden Bild ein Artefakt. Da zudem die Dämpfung der Magnetresonanz durch Relaxation eine lange Zeit in Anspruch nimmt, kann die Dämpfung der Magnetresonanz, bis sie auf die Mehrscheibenabbildung keinen Einfluß mehr hat, nicht abgewartet werden.

Bei der Mehrscheibenabbildung entsteht daher normalerweise zwischen benachbarten Scheiben ein Überlappungsabschnitt, in welchem die Restkomponente der Magnetresonanz aufgrund der unmittelbar vorhergehenden Anregung die neue Magnetresonanz stört und ein gewonnenes MR-Signal ungünstig beeinflußt, wodurch die Güte eines durch die Rekonstruktion gewonnenen MR-Bilds beeinträchtigt, z. B. in seinem Kontrast vermindert wird.

Wenn, wie beschrieben, bei der Mehrscheibenabbildung eine Sequenz von der Anregung auf einer bestimmten Codierungsphase bis zur Datenerfassung für eine Scheibe ausgeführt wird, werden Anregung und Datenerfassung auf einer bestimmten Codierungsphase bezüglich einer der oben genannten Scheibe räumlich benachbarten Scheibe durchgeführt, worauf Anregung und Datenerfassung auf einer anderen bestimmten Codierungsphase für eine der genannten Scheibe am nächsten liegenden Scheibe ausgeführt werden usw.; dies bedeutet, daß die Anregungen und Datenerfassungen sequentiell für die (jeweiligen) räumlich benachbarten Scheiben durchgeführt werden. Eine Frequenzkomponente eines Anregungsimpulses ist dabei so eingestellt, daß selektiv nur die Kernspins in einer Scheibe einer vorbestimmten Dicke angeregt werden. Gemäß Fig. 5 reicht jedoch ein Verteilungsbereich der tatsächlich angeregten Spins geringfügig über die (jeweilige) Scheibe hinaus. Wenn daher die Mehrscheibenabbildung wirtschaftlich in einer kurzen Zeitspanne durchgeführt werden soll, stören benachbarte Scheiben einander in einem Überlappungsabschnitt zwischen ihnen. Aus diesem Grund kann eine ungünstige Beeinflussung der Bildgüte, wie Minderung des Kontrastes eines durch Rekonstruktion gewonnenen MR-Bilds, nicht ausgeschaltet werden.

Wie vorstehend beschrieben, ist es folglich beim herkömmlichen MR-Abbildungsgerät unmöglich, die Mehrscheibenabbildung innerhalb einer kurzen Zeitspanne auszuführen, ohne die Güte eines gewonnenen MR-Bilds zu beeinträchtigen.

Aufgabe der Erfindung ist damit die Schaffung eines MR-Abbildungsgeräts, mit dem eine Mehrscheibenabbildung mit hoher Geschwindigkeit unter Gewinnung eines (einer) Bilds oder Abbildung hoher Güte und ohne Interferenz zwischen einander räumlich benachbaren Scheiben durchführbar ist.

Diese Aufgabe wird durch die im Patentanspruch 1 gekennzeichneten Merkmale gelöst.

Das erfindungsgemäße MR-Abbildungsgerät umfaßt einen Magnetfelderzeugungsteil, einen Anregungsteil, einen Anregungssteuerteil, einen Resonanzdatenerfassungsteil und einen Bilderzeugungsteil. Der Magnetfelderzeugungsteil erzeugt dabei ein Statikmagnetfeld, ein Gradientmagnetfeld und einen selektiven Anregungsimpuls zur Beaufschlagung eines Untersuchungsobjekts. Der Anregungsteil steuert den Magnetfelderzeugungsteil für die Anlegung des Statikmagnetfelds, des Gradientmagnetfelds und des Anregungsimpulses an das Untersuchungsobjekt mit einem vorbestimmten Zeit-Takt (timing) an, um damit selektiv eine MR-Erscheinung in einer spezifischen (Schnitt-)Scheibe des Untersuchungsobjekts anzuregen. Der Anregungssteuerteil steuert den Anregungsteil für das Anregen mehrerer Scheiben an; außerdem läßt er den Anregungsteil eine bestimmte Scheibe des Untersuchtungsobjekts anregen und anschließend innerhalb einer Wiederholungszeit der augenblicklichen Anregung eine Scheibe anregen, die von der erstgenannten Scheibe um mindestens eine Scheibendicke, bestimmt durch den selektiven Anregungsimpuls, getrennt ist. Der Resonanzdatenerfassungsteil greift ein MR-Signal ab, das durch die durch den Anregungsteil angeregte Magnetresonanz induziert wird, und erfaßt Daten bezüglich der Resonanz. Der Bilderzeugungsteil erzeugt ein MR-Bild auf der Grundlage der durch den Datenerfassungsteil erfaßten Resonanzdaten.

Bei diesem MR-Abbildungsgerät wird nach der selektiven Anregung einer bestimmten Scheibe mindestens eine dieser Scheibe nicht räumlich benachbarte, d. h. von der ersteren Scheibe um mindestens eine Scheibe(ndicke) getrennte Scheibe zur Wiederholung der Anregung in einer augenblicklichen Zeitspanne sequentiell und selektiv angeregt.

Bei diesem Gerät wird eine Scheibe in einer nicht räumlich benachbarten (oder anschließenden) Lage bei jedesmaliger Wiederholung der Anregung selektiv angeregt. Auch wenn die Scheiben sequentiell geändert und angeregt werden, gelangen räumlich benachbarte Scheiben nicht aufgrund der Anregung in Interferenz zueinander, und die Anregung benachbarter Scheiben hat keinen ungünstigen Einfluß auf die erfaßten Daten. Infolgedessen wird selbst bei der wirtschaftlichen Durchführung der Mehrscheibenabbildung in einer kurzen Zeitspanne eine Beeinträchtigung der Bildgüte, z. B. eine Kontrastminderung in einem rekonstruierten Bild, sicher vermieden.

Mit dem erfindungsgemäßen Gerät kann demzufolge eine Mehrscheiben-MR-Datenerfassung mit hoher Geschwindigkeit unter Vermeidung einer Interferenz zwischen räumlich benachbarten Scheiben durchgeführt werden, so daß ein MR-Bild einer hohen Güte und eines einwandfreien Bildkontrasts gewonnen wird.

Im folgenden sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 eine graphische Darstellung einer Phasenverschiebung eines Resonanzmagnetisierungsvektors in einem MR-System,

Fig. 2A bis 2C Zeitsteuerdiagramme eines Beispiels für eine Sequenz einer Magnetfeldoperation für die Anregung von Magnetfeldresonanz und die Resonanzdatenerfassung,

Fig. 3A bis 3C Zeitsteuerdiagramme eines anderen Beispiels für eine Sequenz einer Magnetfeldoperation für die Anregung von Magnetresonanz und die Resonanzdatenerfassung,

Fig. 4 eine graphische Darstellung einer zeitlichen (timing) Beziehung in der Magnetresonanz,

Fig. 5 eine schematische perspektivische Darstellung einer Anordnung und Anregungsreihenfolge für mehrere Scheiben gemäß einer herkömmlichen Mehrscheibenmethode,

Fig. 6 ein Zeitsteuerdiagramm einer Anregungssequenz für mehrere Scheiben nach Fig. 5,

Fig. 7 eine graphische Darstellung einer Übergangszeit in der Dichteverteilung eines Resonanzspins,

Fig. 8 eine schematische perspektivische Darstellung einer Anordnung und Anregungsreihenfolge für mehrere Scheiben bei einem MR-Abbildungsgerät gemäß einer ersten Ausführungsform der Erfindung,

Fig. 9 ein Zeitsteuerdiagramm einer Anregungssequenz für mehrere Scheiben nach Fig. 8,

Fig. 10 ein Blockschaltbild zur Veranschaulichung der Anordnung (des Aufbaus) eines MR-Abbildungsgeräts gemäß der ersten Ausführungsform und

Fig. 11 eine schematische perspektivische Darstellung einer Anordnung und Anregungsreihenfolge für mehrere Scheiben bei einem MR-Abbildungsgerät gemäß einer zweiten Ausführungsform der Erfindung.

Kernspins, in denen Magnetresonanz angeregt ist, gehen unmittelbar nach der Anregung auf eine durch

_e (t′/T₁), _e (t/T₂)

ausgedrückte Relaxation bezüglich der Zeit t nach der Anregung über. Dies bedeutet, daß die Magnetresonanz im Laufe der Zeit t nachläßt und sich Größe und Bereich (Dicke) einer Resonanzspinverteilung verringern (vgl. Fig. 7). Infolgedessen wird durch Anregung räumlich benachbarter (Schnitt-)Scheiben hervorgerufene Interferenz mit verlängerter Anregungszeitspanne verringert.

Beim erfindungsgemäßen MR-Abbildungsgerät werden räumlich (einander) benachbarte Scheiben nicht zeitsequentiell angeregt. Vielmehr werden mehrere Scheiben so angeregt, daß räumlich benachbarte Scheiben nicht zeitsequentiell (bzw. zeitlich nacheinander) angeregt werden, und es werden dabei Resonanzdaten der betreffenden Scheiben erfaßt. Typischerweise wird dabei jeweils jede zweite Scheibe in der räumlichen Anordnung angeregt, wobei ihre Resonanzdaten erfaßt werden. Sodann werden die restlichen Scheiben unter Erfassung ihrer Resonanzdaten sequentiell angeregt. Dies bedeutet, daß zunächst sequentiell ungeradzahlige Scheiben vom einen Ende her und sodann geradzahlige Scheiben sequentiell angeregt werden.

Wenn beim MR-Abbildungsgerät gemäß der ersten Ausführungsform der Erfindung fünf Scheiben betrachtet werden, werden Scheiben S₁, S₂, S₃, S₄ und S₅ nicht in der Reihenfolge
S₁ → S₂ → S₃ → S₄ → S₅,
von einem Ende her, sondern z. B. in der Reihenfolge
S₁ → S₃ → S₅ → S₂ → S₄ → S₁
angeregt, d. h. unter Überspringung jeweils mindestens einer Scheibe (vgl. Fig. 8).

Fig. 9 veranschaulicht eine Anregungssequenz oder -folge für diesen Fall. Dabei wird ein 90°-Impuls P _E1 für die erste Datenerfassung an der Scheibe S₁ und sodann ein 180°-Impuls P _E2 zur Gewinnung eines MR-Echosignals E erzeugt. Nach Ablauf einer vorbestimmten Zeitspanne T _EX ab der Erzeugung des Impulses P _E1 (d. h. einer Zeitspanne zwischen der Anregung einer bestimmten Scheibe und der Anregung einer nächsten Scheibe) wird ein 90°-Impuls P _E1 für die Erfassung von Daten von der Scheibe S₃ und anschließend ein 180°-Impuls P _E2 zur Gewinnung des MR-Echosignals E erzeugt. Nach Ablauf einer weiteren Anregungszeitspanne T _EX wird zur Erfassung von Daten von der Scheibe S₅ ein 90°-Impuls P _E1 und anschließend ein 180°-Impuls P _E2 erzeugt, um damit das MR-Echosignal E zu gewinnen. Nach Ablauf einer noch weiteren Anregungszeitspanne T _EX werden für die Erfassung von Daten von der Scheibe S₄ ein 90°-Impuls P _E1 und sodann ein 180°-Impuls erzeugt, um damit das MR-Echosignal E zu gewinnen. Die obige Sequenz wird in der ersten Anregungszeitspanne T _R ausgeführt. Sodann werden nach Ablauf der Anregungszeitspanne T _EX (nach Ablauf einer ersten Anregungszeitspanne T _R ) ein 90°-Impuls P _E1 und anschließend ein 180°-Impuls P _E2 erzeugt, um damit ein MR-Echosignal E für die zweite Datenerfassung von der Scheibe S₁ zu gewinnen. Auf diese Weise wird jeweils jede zweite Scheibe angeregt, so daß einander nicht benachbarte Scheiben sequentiell und selektiv für die Datenerfassung angeregt werden.

Eine Interferenz (oder Störung) zwischen Scheiben kann wirksam verhindert werden, wenn die Anregungszeitspanne T _EX nach folgender Gleichung bestimmt wird:

T _EX = T _R /Zahl der Mehrfachscheiben (3)

In obiger Gleichung bedeutet:

T _EX <T _Rmin .

Fig. 10 veranschaulicht die Anordnung bzw. den Aufbau des MR-Abbildungsgeräts gemäß der ersten Ausführungsform der Erfindumg. Dieses Gerät umfaßt Statikspulen 1 A und 1 B, erste und zweite Gradientspulen 2 bzw. 3, eine Hochfrequenzspule 4, einen Sender 5, einen Empfänger 6, einen Analog/Digital- oder A/D-Wandler 7, einen Datenerfassungsteil 8, einem Fourier-Transformationsteil 9, einen Bildprozessor 10, eine Anzeigeeinheit 11, eine Folgesteuerung 12 und eine Stromversorgung 13.

Die durch die Stromversorgung 13 angesteuerten oder gespeisten Statikspulen 1 A und 1 B erzeugen ein gleichförmiges statisches Magnetfeld, mit dem ein Untersuchungsobjekt (Patient) P beaufschlagt werden soll. Die erste Gradientspule 2 erzeugt ein Gradientmagnetfeld G _S in Z-Achsenrichtung (normalerweise längs einer Körperachsenrichtung des Patienten P), das dem Patienten P zur Bestimmung einer Lage einer Abbildungs-Scheibe S aufgeprägt werden soll. Die zweite Gradientspule 3 erzeugt dem Patienten P in einer vorbestimmten Richtung auf der X-Y-Ebene aufzuprägende Gradientmagnetfelder, d. h. ein Auslese-Gradientmagnetfeld G _R und ein Phasencodierungs-Gradientmagnetfeld G _E . Die Hochfrequenzspule 4 wird durch den Sender 5 zur Anlegung eines Hochfrequenz-Magnetfelds an den Patienten P angesteuert und greift ein durch im Patienten P erzeugte Magnetresonanz hervorgerufenes Signal ab, z. B. ein MR-Echo (Spinecho), und liefert dieses Signal zum Empfänger 6. Der Empfänger 6 veranlaßt einen Phasendetektor, etwa einen Orthogonaldetektor, für das Erfassen oder Abgreifen des über die Hochfrequenzspule 4 abgegriffenen MR-Signals. Der A/D-Wandler 7 wandelt das durch den Empfänger 6 abgegriffene und ausgezogene MR-Signal in Digitaldaten um und liefert diese zum Datenerfassungsteil 8. Letzterer erfaßt und speichert die über den A/D-Wandler 7 gelieferten MR-Daten. Zur Verbesserung des Rauschabstands (Signal/Rauschen-Verhältnis) bewirkt der Datenerfassungsteil 8 die bedarfsweise Aufspeicherung der mehrfach unter denselben Bedingungen abgetasteten MR-Daten. Der Fourier-Transformationsteil 9 führt eine Fourier-Transformation an den durch den Datenerfassungsteil 8 erfaßten MR-Daten durch. Der Bildprozessor 10 führt eine vorbestimmte Verarbeitung der vom Fourier-Transformationsteil 9 erhaltenen Daten zur Erzeugung eines MR-Bilds (einer MR-Abbildung) aus. Auf der Anzeigeeinheit 11 wird das durch den Bildprozessor 10 erzeugte MR-Bild wiedergegeben. Die Folgesteuerung 12 steuert die Gradientspulen 2 und 3, den Sender 5, den A/D-Wandler 7 und die Stromversorgung 13 so an, daß Anregung der Magnetresonanz und Erfassung der Resonanzdaten in Übereinstimmung mit einer in Fig. 9 gezeigten Sequenz stattfinden.

Wie vorstehend beschrieben, werden beim MR-Abbildungsgerät zum Anregen der Magnetresonanz von Spins spezifischer Atomkerne in einem spezifischen Scheibenabschnitt S eines Untersuchungsobjekts, Empfangen eines MR-Signals der Magnetresonanz zwecks Erfassen von MR-Daten und Durchführung einer vorbestimmten Verarbeitung, einschließlich einer Fourier-Transformation, um damit ein MR-Bild der spezifischen Atomkerne in dem betreffenden Scheibenabschnitt S zu gewinnen, die Magnetresonanzanregung und die Resonanzdatenerfassung sequentiell mit einem vorbestimmten Zeit-Takt wiederholt, wobei während dieser Wiederholung eine Steuerung in der Weise erfolgt, daß räumlich benachbarte Scheiben nicht zeitsequentiell angeregt werden.

Wenn ein Gerät oder System eingestellt ist zur Anregung der Magnetresonanz nur der Kernspins in einem Scheibenabschnitt, erstreckt sich tatsächlich die Dichteverteilung der Kernspins, in denen Magnetresonanz angeregt ist, zu einem geringfügig über den Scheibenabschnitt hinausreichenden Bereich hinaus. Beim oben beschriebenen Gerät wird dagegen die Magnetresonanz so angeregt, daß räumlich benachbarte Scheiben nicht zeitsequentiell (zeitlich nacheinander) gewählt werden. Auch wenn dabei mehrere räumlich benachbarte Scheiben sequentiell angeregt werden, während gewählte Scheiben nach Bedarf geändert oder gewechselt werden, tritt daher keine Interferenz zwischen den erfaßten Daten von räumlich benachbarten Scheiben auf. Infolgedessen kann eine Verschlechterung der Bildgüte, wie eine Kontrastminderung im letztlich gewonnenen MR-Bild, verhindert werden.

Für die wirksame bzw. wirtschaftliche, in kurzer Zeit erfolgende Mehrscheibenabbildung werden Anregung und Datenerfassung von einer Scheibe vorzugsweise unmittelbar nach einmaliger Durchführung der Datenerfassung von der vorhergehenden Scheibe durchgeführt; die herkömmlichen Geräte oder Systeme vermögen jedoch die Mehrscheibenabbildung unter Aufrechterhaltung einer guten Bildgüte nicht in einer kurzen Zeitspanne auszuführen. Beim oben beschriebenen Gerät wird dagegen keinerlei Interferenz der Magnetresonanz zwischen räumlich benachbarten Scheiben hervorgerufen. Selbst wenn bei diesem Gerät eine Mehrscheibenabbildung wirtschaftlich innerhalb einer kurzen Zeitspanne vorgenommen wird, tritt demzufolge keine ungünstige Beeinflussung der Bildgüte, wie Kontrastminderung eines MR-Bilds, auf, so daß eine Anzahl von MR-Bildern oder -Abbildungen hoher Güte in kurzer Zeit gewonnen werden kann.

Die Erfindung ist keineswegs auf die beschriebene Ausführungsform beschränkt, sondern verschiedenen Abwandlungen und Änderungen zugänglich.

Wenn beispielsweise gemäß einer anderen Ausführungsform der Erfindung die Abbildung für vier räumlich benachbarte Scheiben S₁, S₂, S₃ und S₄ durchgeführt wird, werden die Scheiben in der Reihenfolge
S₁ → S₂ → S₃ → S₄
angeregt. In diesem Fall werden die Scheiben S₂ und S₃ zeitsequentiell angeregt, unabhängig davon, daß sie einander räumlich benachbart sind. Aus diesem Grund kann Interferenz zwischen den Scheiben S₂ und S₃ auftreten. Eine Interferenz tritt jedoch nicht zwischen den anderen Scheiben auf, so daß die Beeinträchtigung der Bildgüte insgesamt minimal ist. Wenn darüber hinaus lediglich die Anregungszeitspanne zwischen den Scheiben S₂ und S₃ länger als die anderen Anregungszeitspannen eingestellt wird, kann eine Interferenz zwischen den Scheiben S₂ und S₃ vermindert werden.

Weiterhin ist auch die Anregungsreihenfolge nicht auf diejenige beschränkt, nach welcher (zunächst) ungeradzahlige Scheiben und anschließend geradzahlige Scheiben jeweils sequentiell angeregt werden. Beispielsweise können die Scheiben in einer der genannten Reihenfolge entgegengesetzten Reihenfolge angeregt werden, oder es kann jeweils jede dritte oder vierte Scheibe angeregt werden. Dies bedeutet, daß die Reihenfolge beliebig gewählt oder vorgegeben werden kann, solange einander (unmittelbar) räumlich benachbarte Scheiben nicht zeitsequentiell angeregt werden.

Claims (9)

1. Magnetresonanz-Abbildungsgerät, gekennzeichnet durch
eine Magnetfelderzeugungseinrichtung (1 A, 1 B, 2-5, 13) zum Erzeugen eines Statikmagnetfelds, eines Gradientmagnetfelds und eines selektiven Anregungsimpulses, die einem Untersuchungsobjekt aufgeprägt werden sollen,
eine Anregungseinheit (12), um die Magnetfelderzeugungseinheit (1 A, 1 B, 2-5, 13) zu veranlassen, das Statikmagnetfeld, das Gradientmagnetfeld und den Anregungsimpuls in einem vorbestimmten Zeit-Takt (timing) dem Untersuchungsobjekt aufzuprägen und damit selektiv eine Magnetresonanzerscheinung in einer spezifischen (Schnitt-)Scheibe des Untersuchungsobjekts anzuregen,
eine Anregungssteuereinheit (12) mit Einrichtung(en) (means), um die Anregungseinheit (12) zu veranlassen, (zunächst) eine bestimmte Scheibe des Untersuchungsobjekts und sodann eine nächste Scheibe, die von der vorhergehenden Scheibe um mindestens die durch den selektiven Anregungsimpuls bestimmte Scheibendicke getrennt ist, in einer Anregungswiederholungszeit für die Scheibe anzuregen, wobei die Anregungssteuereinheit (12) die Anregungseinheit (12) für die Anregung einer Anzahl von Scheiben ansteuert,
eine Resonanzdatenerfassungseinrichtung (6-8) zum Erfassen oder Abgreifen eines Magnetresonanzsignals, das durch die durch die Anregungseinheit (12) angeregte Magnetresonanz induziert wird, zwecks Erfassung von Daten bezüglich der Resonanz und
eine Bilderzeugungseinrichtung (10, 11) zum Erzeugen eines (einer) Magnetresonanz- bzw. MR-Bilds oder -Abbildung auf der Grundlage der durch die Resonanzdatenerfassungseinrichtung erfaßten Resonanzdaten.

2. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungssteuereinheit (12) (eine) Einrichtung(en) zum Anregen mehrerer (einander) räumlich benachbarter Scheiben aufweist.

3. Gerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungssteuereinheit (12) (eine) Einrichtung(en) zum Anregen von vier oder mehr räumlich benachbarten Scheiben aufweist.

4. Gerät nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungssteuereinheit (12) (eine) Einrichtung(en) zum sequentiellen Anregen einer Anzahl ungeradzahliger Scheiben von einem Ende der räumlich benachbarten Scheiben her und zum anschließenden sequentiellen Anregen einer Anzahl geradliniger Scheiben aufweist.

5. Gerät nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungssteuereinheit (12) (eine) Einrichtung(en) zum sequentiellen Anregen einer Anzahl geradzahliger Scheiben vom einen Ende der räumlich benachbarten Scheiben her und zum anschließenden sequentiellen Anregen einer Anzahl ungeradzahliger Scheiben aufweist.

6. Gerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungssteuereinheit (12) (eine) Einrichtung(en) zum Anregen von fünf oder mehr räumlich benachbarten Scheiben aufweist.

7. Verfahren zum Gewinnen eines Magnetresonanz- oder MR-Bilds von mehreren (Schnitt-)Scheiben eines Untersuchungsobjekts in einem Magnetresonanz-Abbildungssystem zum Beaufschlagen des Untersuchungsobjekts mit einem Statikmagnetfeld, einem Gradientmagnetfeld und einem selektiven Anregungsimpuls in einem vorbestimmten Zeit-Takt (timing) zwecks selektiver Anregung einer Magnetresonanzerscheinung in einer Scheibe des Untersuchungsobjekts, Abgreifens eines durch angeregte Magnetresonanz induzierten Magnetresonanz- oder MR-Signals und Erzeugung des MR-Bilds auf der Grundlage des MR-Signals, dadurch gekennzeichnet, daß
in einem ersten Schritt mit einem vorbestimmten Zeit-Takt ein vorbestimmbares Statikmagnetfeld, ein Gradientmagnetfeld und ein Anregungsimpuls dem Untersuchungsobjekt aufgeprägt werden, um in einer vorbestimmten Scheibe des Untersuchungsobjekts selektiv einer Magnetresonanzerscheinung anzuregen,
in einem zweiten Schritt ein durch die im ersten Schritt angeregte Magnetresonanz induziertes MR-Signal abgegriffen wird,
in einem dritten Schritt mit einem vorbestimmten Zeit-Takt ein vorbestimmtes Statikmagnetfeld, ein Gradientmagnetfeld und ein Anregungsimpuls dem Untersuchungsobjekt aufgeprägt werden, nachdem das MR-Signal im zweiten Schritt abgegriffen worden ist, und in einer anderen Scheibe, die von der genannten Scheibe um zumindest die durch den selektiven Anregungsimpuls bestimmte Scheibendicke getrennt ist, die Magnetresonanzerscheinung innerhalb einer Anregungswiederholungszeit für die Scheibe angeregt wird und
in einem vierten Schritt ein durch die im dritten Schritt angeregte Magnetresonanz induziertes MR-Signal abgegriffen wird.

8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß im ersten und zweiten Schritt jeweils ein Statikmagnetfeld, ein Gradientmagnetfeld und ein Anregungsimpuls oder eine Kombination mehrerer davon dem Untersuchungsobjekt nach Maßgabe einer vorbestimmten Sequenz aufgeprägt werden.

9. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß eine Anzahl von Scheiben (einander) räumlich benachbarte Scheiben sind.