DE3807130A1

DE3807130A1 - Magnetresonanz-abbildungssystem

Info

Publication number: DE3807130A1
Application number: DE3807130A
Authority: DE
Inventors: Kozo Satoh
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1987-03-06
Filing date: 1988-03-04
Publication date: 1988-09-15
Anticipated expiration: 2008-03-05
Also published as: JPH0687847B2; DE3807130C2; GB2201794B; GB8804941D0; GB2201794A; JPS63216557A; US4920314A

Description

Die Erfindung betrifft ein Magnetresonanz-Abbildungssystem (MRI-System) zum Gewinnen eines tomographischen Bildes einer interessierenden Scheibe eines Untersuchungsobjektes mittels der Magnetresonanzerscheinung und insbesondere ein Magnetresonanz-Abbildungssystem, bei dem die Scheiben-Schneideigenschaften (im folgenden auch Schneid- oder Schnitteigenschaften genannt) verbessert sind.

Bekanntlich ist die Magnetresonanzabbildung eine Methode zum Gewinnen chemischer und physikalischer mikroskopischer Verteilungsinformation von Teilchen mittels einer Erscheinung, bei welcher in einem homogenen statischen Magnetfeld (mit der Stärke H 0) Atomkerne mit einem spezifischen magnetischen Moment, insbesondere eine Gruppe von Kernspins, in Resonanz hochfrequente Magnetfeldenergie absorbieren, welche in einer Ebene senkrecht zur Richtung des statischen Magnetfeldes mit einer Winkelgeschwindigkeit ω 0 umläuft, die durch ω 0=γ H 0 festgelegt ist (γ bedeutet das gyromagnetische Verhältnis, das eine für jede Art des Atomkernes spezifische Konstante ist).

Als Magnetresonanz-Abbildungsmethoden für das Abbilden der räumlichen Verteilung bestimmter Atomkerne (beispielsweise Wasserstoff-Atomkerne in Wasser und Fett) wurden die Projektionsrekonstruktionsmethode durch Lauterbur, die Fourier-Abbildungsmethoden durch Kumar, Welti, Ernst oder andere und die Spinverwerfungsmethode (dies ist eine Abwandlung der Fourier-Methode) durch Hutchison und andere ins Auge gefaßt.

In derartigen Magnetresonanz-Abbildungsmethoden wird eine Scheiben- Schneid- bzw. Schnittechnik verbreitet verwendet, welche von der sogenannten selektiven Anregungsmethode abhängt, um selektiv eine Magnetisierung in einer interessierenden Scheibe in einem dreidimensionalen Bereich anzuregen, damit die Magnetresonanzerscheinung hervorgerufen wird, und um Magnetresonanzsignale zu erhalten.

Bei der selektiven Anregungsmethode wird die Anregung der Magnetresonanzerscheinung in der folgenden Weise erzielt:

Ein in ein gleichförmiges statisches Magnetfeld gebrachtes Objekt wird weiterhin einem linearen Magnetfeldgradienten unterworfen, der als ein (Scheiben-)Schneidgradientenmagnetfeld wirkt, dessen Stärke sich linear in der Richtung senkrecht zur interessierenden Scheibenebene ändert. Aufgrund des Magnetfeldgradienten ändert sich die magnetische Resonanzfrequenz, die der Stärke des Magnetfeldes entspricht, linear in der Richtung senkrecht zur Scheibenebene. Um unter dieser Bedingung die Magnetisierung in der Scheibe anzuregen und zurück- bzw. nachzufokussieren, wird die Scheibe einem gepulsten hochfrequenten Magnetfeld oder einem Hochfrequenzimpuls, der eine Frequenzbandbreite entsprechend der Scheibendicke und eine Mittenfrequenz entsprechend der magnetischen Resonanzfrequenz in der Mitte der Scheibendicke hat, ausgesetzt. In diesem Fall wird ein zum Drehen der Magnetisierung (Vektor) um 90° durch Resonanzabsorption geeigneter anregender Hochfrequenzimpuls als ein "90°-Selektiv- Anregungsimpuls" (90°-SEP) bezeichnet, während ein Hochfrequenzimpuls, der die Magnetisierung um 180° drehen (umkehren) oder zurückfokussieren kann, "180°-Selektiv-Anregungsimpuls" (180°-SEP) genannt wird.

Wenn die Magnetisierung in der Scheibe angeregt und durch selektive Anregungsimpulse zurückfokussiert ist, kann eine befriedigende Selektivität der Scheibe (auch Schneid- bzw. Schnitteigenschaft genannt) nicht immer erhalten werden. Das heißt, die gewöhnlich verwendeten selektiven Anregungs impulse sind nicht derart optimale Impulse, um die Magnetisierung in der interessierenden Scheibe allein um 90° oder 180° zu drehen. Um eine optimale Schneid- bzw. Schnitteigenschaft oder eine scharfe Schneid- bzw. Schnitteigenschaft zu erhalten, wird ein Versuch unternommen, damit die Wellenform der selektiven Anregungsimpulse, die die Gestalt einer Umhüllenden der Amplitudenmodulation umfaßt, und eine Hochfrequenz-Wellenform der Phasenmodulation optimiert ist. Ein anderer Versuch liegt darin, ein zusammengesetztes selektives Anregungsimpulssystem zu verwenden, welches einen Satz bzw. eine Folge einer Vielzahl von Anregungsimpulsen benutzt. Für die Gewinnung einer scharfen Schneid- bzw. Schnitteigenschaft oder -kennlinie werden gewöhnlich also verschiedene Mittel eingesetzt; bisher konnten aber noch keine befriedigenden Ergebnisse erhalten werden.

Es ist wichtig, daß die Rotationsphasen der Magnetisierungen (Magnetisierungsvektoren) miteinander in in einer Scheibe liegenden Punkten durch die selektive Anregung der Magnetresonanz und der Echo-Rückfokussierung übereinstimmen. Jedoch kann im Falle eines allgemeinen Objektes oder eines Objektes, in welchem die Verteilung der Dichte nicht gleichförmig bezüglich der Richtung senkrecht zur Scheibenebene ist, die oben beschriebene Magnetisierungsphasenbeziehung nicht erhalten werden. Die Änderungen in der Phase der Magnetisierung in der Scheibenebene erzeugen Bildartifakte oder falsche Bilder, wodurch die Bildqualität vermindert wird.

In dem herkömmlichen Magnetresonanz-Abbildungssystem verschlechtern demgemäß nicht nur die schwachen Schneid- bzw. Schnitteigenschaften, sondern auch die Artifakte aufgrund der Änderungen in der Phase der Magnetisierung in der Scheibenebene die Bildqualität. In den letzten Jahren wurden der Rauschabstand und die räumliche Auflösung von Magnet resonanzbildern wesentlich verbessert. Somit liegt in der Lösung der Probleme aufgrund der Schneid- bzw. Schnitteigenschaften und der Änderungen in der Phase der Magnetisierung in der Scheibe der Schlüssel für eine Verbesserung in der Magnetresonanz-Bildqualität.

Andererseits wurden auch Versuche unternommen, einen Blutfluß mittels Magnetresonanzphasen-Information in dem Mag netresonanz-Abbildungssystem zu messen. Die Änderungen in der Phase der Magnetisierung in der Scheibe sind ein bedeutender Faktor, der die Genauigkeit der Messung verhindert.

Bei dem oben beschriebenen bestehenden MRI-System treten also Probleme einer Verschlechterung in der Bildqualität und einer geringen Genauigkeit der Messungen aufgrund schwacher Schneid- bzw. Schnitteigenschaften und Änderungen in der Phase der Magnetisierung in einer Scheibe auf.

Es ist daher Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Mag netresonanz-Abbildungssystem zu schaffen, bei dem (Scheiben-) Schneid- bzw. Schnitteigenschaften in der selektiven Anregung verbessert sind und bei dem die Änderung in den Magnetisierungsphasen in einer Scheibe verringert ist.

Diese Aufgabe wird bei einem Magnetresonanz-Abbildungssystem nach dem Oberbegriff des Patentanspruches 1 bzw. 9 erfindungsgemäß durch die in den jeweiligen kennzeichnenden Teilen angegebenen Merkmale gelöst.

Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich insbesondere aus den Patentansprüchen 2 bis 8.

Das erfindungsgemäße Magnetresonanz-Abbildungssystem invertiert die Polarität der Wellenform eines angelegten Schneid-Gradient-Magnetfeldes für jede Wiederholung der selektiven Anregung. Das System umfaßt einen Bildprozessor, der derart angeordnet ist, daß er ein Magnetresonanzsignal einer angeregten Scheibe aufnimmt, daß er Abbildungsdaten durch Quadratur-Erfassung (bzw. um 90° phasenverschobene Erfassung) des Magnetresonanzsignales erhält und daß er ein Magnetresonanzbild aus den Abbildungsdaten liefert. Insbesondere addiert der Bildprozessor zwei Arten von Abbildungsdaten entsprechend den entgegengesetzten Polaritäten des Schneid- bzw. Schnitt-Gradient-Magnetfeldes, um ein Magnetresonanzbild zu schaffen.

Die Umkehrung der Polarität des Schneid- bzw. Schnitt- Gradient-Magnetfeldes für die selektive Anregung führt zu der Umkehrung des Vorzeichens desjenigen Teiles der Abbildungsdaten, der dem Imaginärteil der Verteilungsfunktion entspricht, welcher durch Quadratur-Erfassung des Magnetresonanzsignales erhalten ist. Demgemäß löscht eine einfache Addition oder der arithmetische Mittelwert der beiden Arten von Abbildungsdaten die Imaginärteile hiervon aus, welche die Schneid- bzw. Schnitteigenschaften herabsetzen und eine Phasenänderung verursachen. Als Ergebnis der einfachen Addition oder des arithmetischen Mittelwertes bleibt nur derjenige Teil der Abbildungsdaten zurück, der dem Realteil der Verteilungsfunktion entspricht. Somit ermöglicht das Abbildungssystem eine Verbesserung der Schneid- bzw. Schnitteigenschaften und eine Verminderung der Phasenänderung in der Scheibe. Folglich werden Verbesserungen in der Qualität der Magnetresonanzbilder und der Genauigkeit der Messungen mittels Phaseninformation erzielt.

Nachfolgend wird die Erfindung anhand der Zeichnungen näher erläutert. Es zeigt:

Fig. 1 ein Diagramm zur Erläuterung der Schneid- bzw. Schnitteigenschaften für einen optimalen selektiven Anregungsimpuls,

Fig. 2 die Wellenform einer SINC-Funktion, die als die umhüllende Wellenform eines selektiven Anregungsimpulses verwendet wird,

Fig. 3 ein Diagramm zur Erläuterung der Schneid- bzw. Schnitteigenschaften, die erhalten werden, wenn der selektive Anregungsimpuls mit der Wellenform von Fig. 2 verwendet wird,

Fig. 4 ein Blockschaltbild eines Magnetresonanz-Abbildungssystems nach einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 5A bis 5E eine Impulssequenz in dem Fall, wenn die Erfindung auf die Spinverwerfungsmethode zum Beobachten eines FID-Signales angewandt wird (FID =freier Induktionszerfall bzw. freies Induktions abklingen),

Fig. 6A bis 6E eine Impulssequenz in dem Fall, wenn die Erfindung auf die Spinverwerfungsmethode zum Beobachten eines Spinechosignales angewandt wird,

Fig. 7A bis 7E eine Impulssequenz in dem Fall, wenn die Erfindung auf die abgewandelte Carr-Purcell-Methode angewandt wird,

Fig. 8A bis 8E eine Impulssequenz in dem Fall, wenn die Erfindung auf die chemische Verschiebungsabbildung zum Beobachten eines FID-Signales angewandt wird, und

Fig. 9A bis 9D eine Impulssequenz in dem Fall, wenn die Erfindung auf die Mehrscheibenmethode zum Beobachten eines FID-Signales angewandt wird.

Zunächst wird das der Erfindung zugrundeliegende Prinzip mittels numerischer Ausdrücke erläutert.

Es sei angenommen, daß ein umlaufendes bzw. Drehmagnetfeld (Hochfrequenz-Magnetfeld), das in der Richtung einer x′- Achse in dem umlaufenden Koordinatensystem anliegt, durch ω 1(t) und ein Schneid- bzw. Schnitt-Gradient-Magnetfeld, das in der Richtung senkrecht zur Scheibenebene anliegt, durch Δω (z) (=γ G Z) gegeben sind. Dann sind die Bloch- Gleichungen für die im Magnetresonanz-Abbildungssystem verwendete selektive Anregungsmethode gegeben durch:

dmx′(z)/dt=-Δω (z) my′(z)
dmy′(z)/dt=Δω (z) mx′(z) + ω 1 (t) mz′(z)
dmz′(z)/dt=-l 1(t)my′(z) (1)

wobei mx′, my′ und mz′ Magnetisierungsvektorkomponenten in den Richtungen von x′-, y′- und z′-Koordinatenachsen des umlaufenden Koordinatensystems bedeuten (dessen Drehachse gewöhnlich die z-Achse des rechtwinkligen Koordinatensystems ist, so daß die z′-Achse mit der z-Achse zusammenfällt).

Zunächst soll hier der Fall diskutiert werden, in dem vorläufig -z für z, d. h. z→-z, eingesetzt wird. In diesem Fall ist zu sehen, daß die Gleichungen (1) durch folgende Substitutionen erfüllt werden: mx′ → -mx′, my′ → my′ und mz′ → mz′. Das heißt,

mx′ (-z) = -mx′(z)
my′ (-z) = my′(z)
mz′ (-z) = mz′(z) (2)

wobei mx′ eine ungerade Funktion von z und my′ und mz′ jeweils gerade Funktionen von z sind.

Die Funktionen mx′, my′ und mz′ sind in Fig. 1 unter der Annahme gezeigt, daß ein optimaler 90°-Selektiv-Anregungs impuls verwendet wird. Andererseits wird eine in Fig. 2 gezeigte sinc-Funktion-Wellenform von -4π∼+4π oft in der Praxis als eine Umhüllungswellenform des selektiven Anregungsimpulses verwendet. Eine Computersimulation mittels des selektiven Anregungsimpulses mit der Umhüllung bzw. Hüllkurve von Fig. 2 liefert mx′, my′ und mz′, wie diese in Fig. 3 gezeigt sind. Aus einem Vergleich zwischen mx′, my′ und mz′ von Fig. 3 und mx′, my′ und mz′ von Fig. 1 folgt, daß im Fall von Fig. 3 eine Komponente von mx′, die eine ungerade Funktion ist, erzeugt wird. Diese mx′- Komponente verursacht die Verschlechterung in den Schneid- bzw. Schnitteigenschaften bzw. -kennlinien und die Veränderung in der Magnetisierungsphase.

Wenn nun angenommen wird, daß die dreidimensionale Verteilung von Kernspins in einem Objekt durch p (x, y, z) gegeben ist, dann gilt für die zweidimensionale Verteilung der Kernspins (x, y) in einer Scheibe:

(x, y) = ∫ ρ (x, y, z) {my′(z) + i mx′(z)} dz
= _r (x, y) + i _i (x, y) (3)

Wenn ρ (x, y, -z) gleich p (x, y, z) ist, wird (x, y) eine reelle Funktion, da i(x, y)=0 gilt. Ein beobachtetes magnetisches Resonanzsignal wird wiedergegeben durch
S(t _x, t _y) = ∫ (x, y)e^-i (t _x · x+t _y · y)dx dy

wobei t _x die Auslesezeit und t _y die Kodierzeit bedeuten. Die Daten von S(t _x, t _y) werden durch Quadratur-Erfassung des magnetischen Resonanzsignales erhalten. Im Fall von (-x, -y)= (x, y) wird S(t _x, t _y) eine reelle Funktion. Im allgemeinen ist S(t _x, t _y) eine komplexe Funktion.

Wenn die Scheibenebene eine Phasenänderung oder -variation Δψ hat, beträgt das durch die Fourier-Methode oder die Spinverwerfungsmethode erhaltene beobachtete magnetische Resonanzsignal (t _x, t _y):

(t _x, t _y) = e^{i Δψ} S(t _x, t _y)

Durch Verarbeiten von (t _x, t _y) durch die zweidimensionale Fourier-Transformation wird die folgende Gleichung erhal ten:

Daher wird das Absolutwert-Bild wiedergegeben durch:

Es sei darauf hingewiesen, daß das aus der oben erwähnten Funktion mx′ abgeleitete _i in dem Absolutwert-Bild enthalten ist.

Wenn andererseits die Polarität des Schneid- bzw. Schnitt- Gradient-Magnetfeldes entsprechend der vorliegenden Erfindung invertiert bzw. umgekehrt wird, wie dies oben erläutert wurde, wenn also insbesondere Δω (z) → -Δω (z) vorliegt, so können die Gleichungen (1) durch die Substitutionen mx′ → -mx′, my′ → my′, mz′ → mz′ erfüllt werden. Mit anderen Worten, wenn die Polarität des Schneid- bzw. Schnitt-Gradient-Magnetfeldes umgekehrt wird, bleibt das Vorzeichen von my′ und mz′ unverändert, während sich aber das Vorzeichen von mx′ ändert. Demgemäß liefert die Addition (einfache Addition oder arithmetischer Mittelwert) der ersten Bilddaten S⁺, die unter dem Schneid- bzw. Schnitt- Gradient-Magnetfeld einer ersten Polarität erhalten sind, und zweiter Abbildungsdaten S ^-, die unter dem Schneid- bzw. Schnitt-Gradient-Magnetfeld einer zweiten, zur ersten Polarität entgegengesetzten Polarität erhalten sind, ein Signal S.

Diese Addition kann durch die folgende Gleichung ausgedrückt werden:

S⁺(t _x, t _y) = ∫ { _r (x, y) + i _i (x, y)}e^-i (t _x · x+t _y · y)dx dy
S ^- (t _x, t _y) = ∫ { _r (x, y) + i _i (x, y)}e^-i (t _x · x+t _y · y)dx dy
S = S⁺ + S ^-
= 2 ∫ r(x, y)e^-i (t _x · x+t _y · y)dx dy

Wie aus den obigen Gleichungen folgt, hebt sich der Term " _i" auf.

Das Signal S entspricht der unten bezeichneten zweidimensionalen Verteilung.

(x, y) = 2 ∫ ρ (x, y, z)my′(z) dz (4)

Die Verteilung in Gleichung (4) ist reell, wobei kein Imaginärteil, d. h. mx′-Komponente eingeschlossen ist. Es sei nun der Fall betrachtet, in dem die Scheibenebene die Änderung oder Variation Δψ hat. Da in diesem Fall _i=0 vorliegt, kann (T _x, t _y) als ein Ergebnis der zweidimensionalen Fourier-Transformation wie folgt transformiert werden:

Das Absolutwert-Bild wird wiedergegeben durch

Daher kann eine richtige Verteilungsinformation der Kernspins erhalten werden.

Wenn somit ein Magnetresonanzbild durch die neuen Bilddaten rekonstruiert wird, so tritt selbst im Absolutwert- Bild die Verschlechterung der Schneid- bzw. Schnitteigenschaften und der Phasenänderung nicht auf.

Fig. 4 zeigt eine Anordnung des auf dem oben beschriebenen Prinzip beruhenden erfindungsgemäßen Magnetresonanz- Abbildungssystems.

Das Magnetresonanz-Abbildungssystem von Fig. 4 umfaßt ein Statikfeld-Spulensystem 1, eine Strom-bzw. Spannungsversorgung 2, ein Gradientspulensystem 3, eine Ansteuereinheit 4, einen Untersuchungstisch bzw. eine Liege 6, eine Sonde 7, einen Sender 8, einen Empfänger 9, eine System- Steuereinheit 10, einen Datenerfassungsabschnitt 11, einen Rechner 12, ein Bedienpult 13 und eine Anzeige 14.

Das Statikfeld-Spulensystem 1 ist durch die Strom- bzw. Spannungsversorgung 2 angesteuert, um ein statisches Magnetfeld zu liefern, während das Gradientspulensystem 3 durch die Ansteuereinheit 4 angesteuert ist, um Gradientmagnetfelder zu erzeugen. Die Strom- bzw. Spannungsversorgung 2 und die Ansteuereinheit 4 sind durch die System- Steuereinheit 10 gesteuert. Ein auf der Liege 6 liegendes Objekt (beispielsweise ein Patient) 5 wird dem gleichmäßigen statischen Magnetfeld ausgesetzt, das durch das Statikfeldspulensystem 1 erzeugt ist. Das Gradientspulensystem 3 legt an das Objekt 5 Gradientmagnetfelder Gx und Gy, deren Stärke sich linear in den x- und y-Richtungen senkrecht zueinander in der Ebene einer interessierenden Scheibe ändert, und ein Gradientmagnetfeld Gz, dessen Stärke sich linear in der z-Richtung senkrecht zur Scheibenebene verändert.

Das Objekt 5 wird weiterhin mit einem hochfrequenten Magnetfeld bestrahlt, das von der Sonde 7 durch ein vom Sender 8 ausgegebenes Hochfrequenzsignal übertragen ist. Der Sender 8 ist ebenfalls durch die System-Steuereinheit 10 gesteuert. Ein durch die Sonde 7 erfaßtes und empfangenes magnetisches Resonanzsignal liegt am Empfänger 9, um darim verstärkt und um 90° phasenverschoben ("quadratur-erfaßt") zu werden. Die durch Verstärkung und Quadratur-Erfassung erhaltenen Abbildungsdaten werden vom Empfänger 9 zum Datenerfassungsabschnitt 11 übertragen. Der Empfänger 9 und der Datenerfassungsabschnitt 11 sind durch die System- Steuereinheit 10 gesteuert. Der Datenerfassungsabschnitt 11 erfaßt die Abbildungsdaten vom Empfänger 9 und überträgt diese dann zum Rechner 12 nach einer Analog-Digital-Um setzung.

Aufgrund der Abbildungsdaten vom Datenerfassungsabschnitt 11 führt der Rechner 12 eine Bildrekonstruktionsverarbeitung aus, um Magnetresonanzbilddaten zu erzeugen. Der Rechner 12 steuert die System-Steuereinheit 10. Ein Bediener betreibt den Rechner 12 über das Bedienpult 13. Die Anzeige 14 spricht auf die Magnetresonanzbilddaten vom Rechner 12 an, um ein Magnetresonanzbild anzuzeigen.

Die Fig. 5A bis 5E, 6A bis 6E, 7A bis 7E, 8A bis 8E und 9A bis 9D zeigen beispielhafte Impulssequenzen für den Fall, daß die Erfindung auf die Spinverwerfungsmethode angewandt ist. Diese Impulssequenzen sind durch die System- Steuereinheit 10 gesteuert. Um im Fall der Spinverwerfungsmethode die für die Bilderzeugung notwendige Lageinformation in das Magnetresonanzbildsignal einzuschließen, wird die Lageinformation mit der Phase bezüglich einer ersten Richtung in der Scheibenebene kodiert (phasenkodiert), jedoch mit der Frequenz bezüglich einer zweiten Richtung gewöhnlich senkrecht zur ersten Richtung in der Scheibenebene (ebenfalls) kodiert. Die Phasenkodierung wird erzielt, indem bei jeder Wiederholung der Anregung die Amplitude des Gradientmagnetfeldes (die Größe des Gradienten) entlang der ersten Richtung zur Zeit der Anregung der Magnetresonanz verändert wird. Das Frequenzkodieren wird erreicht, indem ein Gradientmagnetfeld in der zweiten Richtung angelegt wird, wenn das magnetische Resonanzsignal erfaßt wird.

Die Fig. 5A bis 5E zeigen die Impulssequenz, die verwendet wird, wenn die Erfindung auf die Spinverwerfungsmethode angewandt wird, indem ein FID-Signal als das magnetische Resonanzsignal verwendet wird. In dem ersten Schritt (Fig. 5A bis 5D) werden die Anregung der magnetischen Resonanz und die Erfassung des magnetischen Resonanzsignales wie folgt ausgeführt. Der 90°-Selektiv-Anregungsimpuls (90°- SEP) als ein Hochfrequenzimpuls rf und das Schneid- bzw. Schnitt-Gradientmagnetfeld Gs mit einer vorbestimmten Amplitude werden gleichzeitig an das Objekt angelegt. Danach wird das kodierende Gradientmagnetfeld Ge angelegt. Dann wird ein Lese-Gradientmagnetfeld Gr angelegt, um ein magnetisches Resonanzsignal zu beobachten, das in diesem Fall des FID-Signal ist. Um die Zerstreuung der Magnetisierungsvektoren aufgrund des Schneid- bzw. Schnitt-Gradientmagnetfeldes Gs zu kompensieren, wird, wie dargestellt, das gerade an dem Objekt anliegende Gradientmagnetfeld Gs nach der Anlegung des Hochfrequenzimpulses rf invertiert oder umgekehrt, und das an dem Objekt anliegende Lese-Gradientmagnetfeld wird invertiert oder umgekehrt, bevor das magnetische Resonanzsignal ausgelesen wird.

Sodann wird in einem zweiten Schritt (Fig. 5A, 5C bis 5E) anstelle des Schneid- bzw. Schnitt-Gradientmagnetfeldes Gs ein Schneid- bzw. Schnitt-Magnetfeld Gs′ (vgl. Fig. 5E) verwendet, dessen Polarität entgegengesetzt zu derjenigen des Feldes Gs ist. Der 90°-Selektiv-Anregungsimpuls, das Phasenkodier-Gradientmagnetfeld Ge und das Lese-Gradientmagnetfeld Gr werden an das Objekt wie in dem ersten Schritt angelegt. Das heißt, das Schneid- bzw. Schnitt-Gradientmagnetfeld Gs′ hat die gleiche Amplitude wie das in dem ersten Schritt verwendete Feld Gs und weist aber dessen umgekehrte Polarität auf. Der 90°-Impuls, das in der Polarität umgekehrte Feld Gs′, das Phasenkodierfeld Ge und das Lesefeld Gr liegen an dem Objekt, wie dies gezeigt ist, um ein FID-Signal zu beobachten.

Das Phasenkodier-Gradientmagnetfeld Ge weist eine Amplitude auf, die alle zwei Schritte (erste und zweite Schritte) sequentiell verändert wird, wie dies durch Strichlinien angedeutet ist. Durch abwechselndes Wiederholen der ersten und zweiten Schritte werden zwei Arten von Abbildungsdaten entsprechend den Schneid- bzw. Schnitt-Gradientmagnetfeldern Gs und Gs′ von dem Datenerfassungsabschnitt 11 zum Computer oder Rechner 12 übertragen, um darin in einem Speicher gespeichert zu werden.

Der Rechner 12 kombiniert additiv die beiden Arten von in dem Speicher gespeicherten Abbildungsdaten durch einfache Addition oder arithmetische Mittelwertbildung, um neue Abbildungsdaten zu liefern. Die neuen Abbildungsdaten geben die Schneid- bzw. Schnitteigenschaften entsprechend der my′-Komponenten wieder, die eine gerade Funktion ist, jedoch frei von dem Einfluß der mx′-Komponenten ist, welche eine ungerade Funktion ist.

Demgemäß werden die Schneid- bzw. Schnitteigenschaften verbessert und Änderungen bzw. Variationen in der Phase der Magnetisierung werden verringert. Als Ergebnis kann die Qualität der Magnetresonanzbilder verbessert werden, und die Genauigkeit von Messungen mittels Phaseninformation, wie beispielsweise Blutströmungsmessungen, kann gesteigert werden.

Die Fig. 6A bis 6E zeigen die Impulssequenz, die in dem Fall verwendet wird, wenn die Erfindung auf die Spinverwerfungsmethode mittels eines Spinechosignales als das magnetische Resonanzsignal angewandt wird. Die Fig. 7A-7E zeigen die Impulssequenz, die in dem Fall verwendet wird, wenn die Erfindung auf die Spinverwerfungsmethode mittels der abgewandelten Carr-Purcell-Methode angewandt wird. In diesen Fällen werden zwei Arten von Abbildungsdaten entsprechend den Schneid- bzw. Schnitt-Gradientmagnetfeldern Gs und Gs′, die entgegengesetzt in der Polarität sind, additiv kombiniert, um Abbildungsdaten zu liefern, die frei von der Komponente von mx′ sind.

In dem Fall von Fig. 6A-6E wird nach Anlegen des 90°-Impulses an das Objekt entlang dem Schneid- bzw. Schnitt-Gradientmagnetfeld Gs oder Gs′ das phasenkodierte Feld Ge angelegt. Sodann wird der 180°-Impuls (180°-SEP) entlang des Schneid- bzw. Schnittfeldes Gs oder Gs′ angelegt, und dann wird das Lesefeld Gr an das Objekt für Echosignalbeobachtung angelegt.

In dem Fall von Fig. 7A-7E werden nach Beobachtung des ersten Echos wie in dem Fall von Fig. 6A-6E der 180°-Impuls und das Schneid- bzw. Schnittfeld Gs oder Gs′ angelegt, und dann wird das Lesefeld Gr angelegt, um ein Echo zu beobachten. Diese Echobeobachtung wird wiederholt, um das zweite, dritte, vierte und folgende Echo zu beobachten. Von diesen Echos erhaltene Bilddaten werden verwendet, um ein Bild der transversalen oder Quer-Relaxationszeit T₂ zu erhalten.

Die Fig. 8A-8E zeigen die Impulssequenz, die in dem Fall verwendet wird, wenn die Erfindung auf die chemische Verschiebungsabbildung aufgrund der Spinverwerfungsmethode angewandt wird, wobei ein FID-Signal als das magnetische Resonanzsignal verwendet wird. In diesem Fall werden ebenfalls zwei Arten von Abbildungsdaten, die den (Scheiben-) Schneid- bzw. Schnittfeldern Gs und Gs′ entsprechen und die unter der gleichen Kodierbedingung erhalten sind, welche durch die Phasenkodier-Gradientmagnetfelder Ge 1 und Ge 2 bestimmt sind, additiv kombiniert, um Abbildungsdaten zu erzeugen, die durch mx′ unbeeinflußt sind.

In dem Fall von Fig. 8A-8E werden nach Anlegung des 90°- Impulses und des Schneid- bzw. Schnittfeldes Gs und Gs′ für selektive Anregung Kodiergradientmagnetfelder Ge 1 und Ge 2 zur Phasenkodierung angelegt. Danach wird das magnetische Resonanzsignal beobachtet.

Die Fig. 9A-9D zeigen die Impulssequenz, die in dem Fall verwendet wird, wenn die Erfindung auf die Mehrschneidmethode angewandt wird, wobei ein FID-Signal als das magnetische Resonanzsignal benutzt wird. In der Zeichnung sind lediglich die Wellenformen des Hochfrequenzimpulses und des Schneid- bzw. Schnitt-Gradientmagnetfeldes dargestellt, und die Wellenformen des Phasenkodierfeldes und des Lesefeldes sind von der Darstellung ausgeschlossen. Auch im Fall der Mehrscheibenmethode werden die Schneid- Gradientfelder Gs und Gs′ verwendet, die in der Polarität entgegengesetzt sind.

Bei der Mehrschneid- bzw. Mehrscheibenmethode werden jedoch auch Teile außer z=0 (Gs=0) angeregt. Wenn so die rf- Impulsfrequenz (hochfrequente Impulsfrequenz) bei anliegendem Schneid- bzw. Schnitt-Gradientmagnetfeld Gs gleich zu der Frequenz in dem Fall ist, in welchem das Schneid- bzw. Scheibenfeld Gs′ anliegt, so werden symmetrisch bezüglich der Scheibe mit z=0 angeordnete Scheiben angeregt. Um die gleiche Scheibenebene anzuregen, wenn bei anliegendem Feld Gs die rf-Impulsfrequenz f 1=f 0+Δ f 1 beträgt, wird bei anliegendem Feld Gs′ die rf′-Impulsfrequenz zu f 1=f 0-Δ f 1 gewählt. Wenn magnetische Resonanzsignale entsprechend dem Schneid- bzw. Scheibenfeld Gs durch S 1′, S 2′, . . ., Sn′ und magnetische Resonanzsignale entsprechend dem Schneid- bzw. Scheibenfeld Gs′ durch S 1′′, S 2′′, . . ., Sn′′ dargestellt werden, so sind Abbildungsdaten für jeweilige Scheibenebenen gegeben durch S 1=S 1′+S 1′′, S 2=S 2′+S 2′′, . . ., Sn=Sn′+Sn′′, welche frei von einem Einfluß der Funktion mx′ sind.

Die Erfindung ist auch auf die Mehrschneid- bzw. -Scheibenmethode anwendbar, die ein Spinechosignal oder Mehrechosignale als das magnetische Resonanzsignal verwendet.

Die Anregung einer magnetischen Resonanz und die Erfassung von Abbildungsdaten aufgrund der Impulssequenzen, wie diese in den Fig. 5A-5E, 6A-6E, 7A-7E und 8A-8E gezeigt sind, werden in mehr praktischer Weise wie folgt ausgeführt:

(a) Bei 2N-facher Ausführung der Mittelwertbildung:
In dem Kodierschritt wird eine vorbestimmte Impulssequenz N-fach (N=1, 2) für das Schneid- bzw. Scheibenfeld Gs wiederholt, und die sich ergebenden N Stücke der Abbildungsdaten werden gesammelt. Auf diese Weise werden Abbildungsdaten für alle Kodierschritte gefunden. Es sei angenommen, daß R⁺ und I⁺ jeweils Realteil und Imaginärteil dieser Abbildungsdaten darstellen. In ähnlicher Weise werden Abbildungsdaten für das Schneid- bzw. Scheibenfeld Gs′ gefunden. Es sei angenommen, daß R ^- und I ^- jeweils Realteil und Imaginärteil der so erhaltenen Abbildungsdaten für Gs′ sind. R und I können aus R=R⁺+R ^- und I=I⁺+I ^- gefunden werden. Durch zweidimensionale Fourier-Transformation (R+iI) kann eine zweidimensionale Verteilungsinformation gefunden werden.
Nach Gewinnung von Daten aufgrund der Schneid- bzw. Scheibenfelder Gs und Gs′ in einem Kodierschritt, können Kodierschritte sequentiell fortschreiten, um abwechselnd Daten aufgrund der Schneid- bzw. Scheibenfelder Gs und Gs′ zu erfassen.
(b) Fall ohne Mittelwertbildung:
Das Schneid- bzw. Scheibengradientmagnetfeld Gs wird für gerade Kodierschritte K=2n (n=1, 2, . . ., M) verwendet, während das Schneid- bzw. Scheibengradientfeld Gs′ für ungeradzahlige Kodierschritte k=2n+1 (n=0, 1, M-1) herangezogen wird. Es sei angenommen, daß der Realteil und Imaginärteil eines durch das Schneid- bzw. Scheibengradientfeld erhaltenen (M × 2M)- Matrixdatenfeldes durch R ⁺⁰ bzw. I ⁺⁰ gegeben ist. Dann können Daten R⁺ und I⁺ der (2M×2M)-Matrix aus den durch Interpolation gewonnenen ungerad-kodierten Daten erhalten werden. In ähnlicher Weise sei angenommen, daß der Realteil und der Imaginärteil der durch das Schneid- bzw. Scheibengradientfeld Gs′ erhaltenen Daten durch R ^-0 bzw. I ^-0 gegeben ist. Dann können R ^- und I ^- gefunden werden. Somit werden R=R⁺+R ^- und I=I⁺+I ^- erhalten. R+iI wird der zweidimensionalen Fourier-Transformation unterworfen, um eine zweidimensionale Verteilungsinformation zu erzielen.

Zusätzlich kann beispielsweise eine Methode verwendet werden, bei der ungeradzahlige Ordnungs- bzw. Befehlsdaten zuerst und dann geradzahlige Ordnungs- bzw. Befehlsdaten erfaßt werden, oder es kann eine Methode eingesetzt werden, bei der ungeradzahlige Daten und geradzahlige Daten in verschachtelter Weise erfaßt wer den.

Die Erfindung kann wirksam auf eine MR-Angiographie angewandt werden, bei der eine Subtraktion zwischen einem MR-Bild, das durch die Sequenz einschließlich eines flußkodierten Impulses (d. h. eines bipolaren Gradientfeldimpulses) erhalten ist, und einem MR-Bild, das durch die Sequenz nicht einschließlich eines flußkodierten Impulses erhalten ist, durchgeführt wird. Im Fall der MR-Angiographie kann ein sich bewegendes Teil, wie beispielsweise Blut, in der Phase von einem anderen (stationären) Teil ohne Verwendung eines Kontrastmediums unterschieden werden, indem ein flußkodierter Impuls in die Impulssequenz eingeführt wird.

Für den Fall einer 2N-fachen Mittelwertbildung sei angenommen, daß Daten entsprechend zwei Bildern (d. h. das MR-Bild, das durch die Sequenz einschließlich eines flußkodierten Impulses erhalten ist, und das MR-Bild, das durch die Sequenz erhalten ist, die keinen flußkodierten Impuls einschließt) durch A bzw. B gegeben sind, und daß die in jedem Kodierschritt erfaßten Daten a und b sind. Weiterhin sei angenommen, daß + und - zu den Daten addiert werden, die für die Schneid- bzw. Scheibengradientfelder Gs bzw. Gs′ erfaßt sind. Dann kann die folgende Betriebsart bevorzugt werden.

(1) Die Kodierschritte schreiten fort, um die Datensammlung in der folgenden Reihenfolge zu wiederholen (a⁺→a ^-→b⁺→b ^-).
(2) Die Kodierschritte schreiten fort, um die Datensammlung in der folgenden Reihenfolge zu wiederholen (a⁺→b⁺→a ^-→b ^-).

A=A⁺+A ^-, B=B⁺+B ^- werden aus den in (1) und (2) erhaltenen Daten A⁺, A ^-, B⁺, B ^- gewonnen. Dann wird A-B zweidimensional Fourier-transformiert.

(3) Daten werden in der Reihenfolge von A⁺→B⁺→A ^-→B ^- erfaßt, um A=A⁺+A ^-, B=B⁺+B ^- zu erhalten. Dann wird A-B zweidimensional Fourier-transformiert.

Im Fall keiner Mittelwertbildung (1) werden Daten von A in den ungeradzahligen Kodierschritten für Gs, Daten von A in den geradzahligen Kodierschritten für Gs′, Daten von B in den ungeradzahligen Kodierschritten für Gs und Daten von B in den geradzahligen Kodierschritten für Gs′ nacheinander erfaßt. Diese Datenerfassung wird wiederholt. (2) Nachdem Daten von A in den ungeradzahligen Kodierschritten für Gs und Daten von A in den geradzahligen Kodierschritten für Gs′ wiederholt erfaßt sind, werden Daten von B in den ungeradzahligen Kodierschritten für Gs und Daten von B in den geradzahligen Kodierschritten für Gs′ wiederholt erfaßt. (3) a⁺ und b⁺ in den ungerad zahligen Schritten und a ^- und b ^- in den geradzahligen Schritten werden wiederholt erfaßt.

Wenn (x, y) eine reelle Funktion ist, können Magnetresonanzabbildungsdaten S(t _x, t _y) die folgende Beziehung er füllen:

S(-t _x, -t _y) = S*(t _x, t _y)

wobei * eine komplex Konjugierte bedeutet.

Wenn daher nur Daten etwa des halben Fourier-Raumes erhalten werden, kann die andere Hälfte berechnet werden. Als Ergebnis kann die für Datensammlung erforderliche Zeit auf die Hälfte im Vergleich mit dem Fall einer vollständigen Kodiermethode, bei der der gesamte Fourier-Raum abgetastet ist, vermindert werden.

Bei der vorliegenden Erfindung ist (x, y) eine reelle Funktion, so daß die oben beschriebene halbe Kodiermethode anwendbar ist.

Die Erfindung kann noch auf andere Weise ausgeführt werden, ohne von ihr abzuweichen.

Claims

1. Magnetresonanz-Abbildungssystem, umfassend:
eine Statistikmagnetfeld-Erzeugungseinrichtung (1, 2) zum Erzeugen eines statischen homogenen Magnetfeldes und
eine Schneid- bzw. Scheibengradientmagnetfeld-Erzeugungseinrichtung (3, 4) zum Erzeugen eines Schneid- bzw. Scheibengradientmagnetfeldes, dessen Stärke sich linear in der Richtung senkrecht zu einer interessierenden Scheibe eines Untersuchungsobjektes ändert, wobei das Schneid- bzw. Scheibengradientmagnetfeld dem Statikmagnetfeld überlagert ist,
eine Kodiergradientmagnetfeld-Erzeugungseinrichtung (3, 4) zum Erzeugen eines Phasenkodier-Gradientmagnetfeldes, dessen Stärke sich linear in einer vorbestimmten Richtung in einer Ebene der interessierenden Scheibe ändert, wobei das Kodiergradientmagnetfeld dem Statikmagnetfeld überlagert ist,
eine Lese-Gradientmagnetfeld-Erzeugungseinrichtung (3, 4) zum Erzeugen eines Lese-Gradientmagnetfeldes, dessen Stärke sich linear in einer vorbestimmten Richtung ändert, die in der Ebene der interessierenden Scheibe liegt, jedoch von der Richtung des Kodiergradientmagnetfeldes verschieden ist, wobei das Lese-Gradientmagnetfeld dem Statikgradientmagnetfeld überlagert ist,
eine Sende- und Empfangseinrichtung (7, 8, 9) zum Aussenden von Hochfrequenzimpulsen einschließlich eines selektiven Anregungsimpulses zum Anregen einer magnetischen Resonanz in der interessierenden Scheibe, und zum Empfangen eines magnetischen Resonanzsignals, das auf einer magnetischen Resonanzerscheinung beruht, die durch die Hochfrequenzimpulse angeregt ist,
eine Datenerfassungseinrichtung (11) zum Erfassen magnetischer Resonanzsignaldaten, die durch die Sende- und Empfangseinrichtung (7, 8, 9) empfangen sind,
eine Folgesteuereinrichtung (10) zum Ansteuern der Schneid- bzw. Scheibengradientmagnetfeld-Erzeugungseinrichtung (3, 4), der Kodiergradientmagnetfeld-Erzeugungseinrichtung (3, 4), der Lese-Gradientmagnetfeld-Erzeugungseinrichtung (3, 4), der Sende- und Enpfangseinrichtung (7, 8, 9) und der Datenerfassungseinrichtung (11) in einer vorbestimmten Sequenz, so daß die magnetische Resonanz angeregt wird, sooft ein durch die Amplitude des Kodiergradientmagnetfeldes bestimmter Kodierschritt durchgeführt wird, und so daß die Datenerfassungseinrichtung (11) das magnetische Resonanzsignal, das auf der magnetischen Resonanz beruht, erfaßt, und
eine Bildrekonstruktionseinrichtung (12), die auf durch die Datenerfassungseinrichtung (11) erfaßte Daten anspricht, um ein magnetisches Resonanzbild zu rekon struieren,
dadurch gekennzeichnet, daß
die Sequenzsteuereinrichtung (10) selektiv zwei Arten von Impulssequenzen erzeugt, in denen Schneid- bzw. Scheibengradientmagnetfeldimpulse in der Polarität entgegengesetzt sind, und
die Rekonstruktionseinrichtung (12) eine additive Kombiniereinrichtung zum additiven Kombinieren von Daten aufgrund der zwei Arten von Impulssequenzen für die Rekonstruktion des Bildes hat.

2. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Folgesteuereinrichtung (10) entsprechend der Impulssequenz einer Spinverwerfungsmethode arbeitet.

3. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Folgesteuereinrichtung (10) entsprechend der Impulssequenz einer modifizierten Carr-Purcell-Methode arbei tet.

4. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Folgesteuereinrichtung (10) entsprechend der Impulssequenz einer Mehrschneid- bzw. Mehrscheiben-Methode arbeitet.

5. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Folgesteuereinrichtung (10) bei jedem der Kodierschritte zwei Arten von Impulssequenzen mittels entgegengesetzten Polaritäten des Schneid- bzw. Scheibengradientmagnetfeldes ausführt.

6. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Folgesteuereinrichtung (10) nach Abschluß einer der beiden Arten der Impulssequenzen die Polarität des Schneid- bzw. Scheibengradientmagnetfeldimpulses umkehrt, um die andere Sequenz der Impulssequenzen auszuführen.

7. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die additive Kombinationseinrichtung (12) additiv der Bildrekonstruktionsverarbeitung vorausgehende Daten kombiniert.

8. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die additive Kombinationseinrichtung (12) additiv der Bildrekonstruktionsverarbeitung folgende Daten kombi niert.

9. Magnetresonanz-Abbildungssystem, umfassend:
eine Statikmagnetfeld-Erzeugungseinrichtung (1, 2) zum Erzeugen eines statischen homogenen Magnetfeldes,
eine Schneid- bzw. Scheibengradientmagnetfeld-Erzeugungseinrichtung (3, 4) zum Erzeugen eines Schneid- bzw. Scheibengradientmagnetfeldes, dessen Stärke sich linear in der Richtung senkrecht zu einer interessierenden Scheibe eines Untersuchungsobjektes ändert, wobei das Schneid- bzw. Scheibengradientmagnetfeld dem Statikmagnetfeld überlagert ist,
eine Kodiergradientmagnetfeld-Erzeugungseinrichtung (3, 4) zum Erzeugen eines Phasenkodier-Gradientmagnetfeldes, dessen Stärke sich linear in einer vorbestimmten Richtung in einer Ebene der interessierenden Scheibe ändert, wobei das Kodiergradientmagnetfeld dem Statikmagnetfeld überlagert ist,
eine Lese-Gradientmagnetfeld-Erzeugungseinrichtung (3, 4) zum Erzeugen eines Lese-Gradientmagnetfeldes, dessen Stärke sich linear in einer vorbestimmten Richtung ändert, die in der Ebene der interessierenden Scheibe liegt, jedoch verschieden von der Richtung des Kodiergradientmagnetfeldes ist, wobei das Lese-Gradientmagnetfeld dem Statikmagnetfeld überlagert ist,
eine Sende- und Empfangseinrichtung (7, 8, 9) zum Aussenden von Hochfrequenzimpulsen einschließlich eines selektiven Anregungsimpulses, um eine magnetische Resonanz in der interessierenden Scheibe anzuregen, und zum Empfangen eines magnetischen Resonanzsignales, das auf einer magnetischen Resonanzerscheinung beruht, die durch die Hochfrequenzimpulse angeregt ist, und
eine Datenerfassungseinrichtung (11) zum Erfassen von durch die Sende- und Empfangseinrichtung (7, 8, 9) empfangenen magnetischen Resonanzsignaldaten,
gekennzeichnet durch
eine Sequenzsteuereinrichtung zum Ansteuern der Schneid- bzw. Scheibengradientmagnetfeld-Erzeugungseinrichtung (3, 4), der Kodiergradientmagnetfeld-Erzeugungseinrichtung (3, 4), der Lese-Gradientmagnetfeld-Erzeugungseinrichtung (3, 4), der Sende- und Empfangseinrichtung (7, 8, 9) und der Datenerfassungseinrichtung in einer vorbestimmten Sequenz, derart, daß die magnetische Resonanz angeregt wird, sooft ein durch die Amplitude des Kodiergradientmagnetfeldes bestimmter Kodierschritt durchgeführt wird, und daß die Datenerfassungseinrichtung (11) das auf der magnetischen Resonanz beruhende magnetische Resonanzsignal erfaßt, wobei die Folgesteuereinrichtung (10) selektiv zwei Arten von Impulssequenzen ausführt, bei denen Schneid- bzw. Scheibengradientmagnetfeldimpulse in der Polarität entgegengesetzt sind, und
eine Bildrekonstruktionseinrichtung (12) zum additiven Kombinieren von in der Datenerfassungseinrichtung (11) erfaßten Daten aufgrund der beiden Arten von Impulssequenzen und zum Rekonstruieren eines magnetischen Resonanzbildes auf der Grundlage der additiv kombinierten Daten vorgesehen ist.