DE3812778A1

DE3812778A1 - Nuclear magnetic tomography method for the determination of the spatial distribution of nuclear magnetisation in a layer and arrangement for carrying out the method

Info

Publication number: DE3812778A1
Application number: DE19883812778
Authority: DE
Inventors: Michael Harald Dr Kuhn; Graeme Colin Dr Mackinnon; Peter Boesiger
Original assignee: Philips Patentverwaltung GmbH
Current assignee: Philips Intellectual Property and Standards GmbH
Priority date: 1988-04-16
Filing date: 1988-04-16
Publication date: 1989-10-26

Abstract

The invention relates to a nuclear magnetic tomography method for the determination of the spatial distribution of nuclear magnetisation in a layer of an examination region perpendicular to a first direction, a number of sequences working on an examination region in the presence of a homogeneous stationary magnetic field, each sequence comprising at least two layer-selective radio-frequency pulses, a magnetic field having a gradient running in a second direction perpendicular to the first direction being switched on apart from the radio-frequency pulses, the size and/or switch-on period of the gradients being changed from sequence to sequence and an echo signal being received and scanned following the radio-frequency pulses in the presence of a magnetic field having a gradient running in a third direction perpendicular to the first two directions, from which echo signal the distribution of the nuclear magnetisation is reconstructed; and an arrangement for carrying out this method. To reduce the measuring time and to improve the spatial resolution capability it is proposed in this case that, during one of the radio-frequency pulses, a magnetic field having a gradient running in the second direction is switched on, and that the bandwidth of one radio-frequency pulse and/or the amount of the gradient of the consequent associated magnetic field is adjustable, so that by this means, the nuclear magnetisation in an adjustable part of the... Original abstract incomplete. <IMAGE>

Description

Die Erfindung betrifft ein Kernspintomographieverfahren zur Bestimmung der räumlichen Verteilung der Kern magnetisierung in einer zur einer ersten Richtung senkrechten Schicht eines Untersuchungsbereiches, wobei in Anwesentheit eines homogenen stationären Magnetfeldes eine Anzahl von Sequenzen auf einen Untersuchungsbereich ein wirkt, wobei jede Sequenz wenigstens zwei schichtselektive Hochfrequenzimpulse umfaßt, wobei außerhalb der Hoch frequenzimpulse ein Magnetfeld mit einem in einer zweiten, zur ersten Richtung senkrechten Richtung verlaufenden Gradienten eingeschaltet wird, dessen Größe und/oder Ein schaltdauer von Sequenz zu Sequenz geändert wird und wobei im Anschluß an die Hochfrequenzimpulse in Anwesenheit eines Magnetfeldes mit einem in einer dritten, zu den beiden ersten Richtungen senkrechten Richtung verlaufendem Gradienten ein Echosignal empfangen und abgetastet wird, woraus die Verteilung der Kernmagnetisierung rekonstruiert wird. Ein solches Verfahren ist aus "Röntgenpraxis" 39, (1986), S. 81-96, insbesondere Fig. 3, bekannt. Darin ist ein Spin-Echo-Verfahren beschrieben, bei dem auf einen 90°-Hochfrequenzimpuls ein 180°-Impuls folgt, wobei während jedes der beiden Hochfrequenzimpulse ein Magnet feld eingeschaltet wird, dessen Gradient jeweils in der ersten Richtung verläuft.The invention relates to a magnetic resonance imaging method to determine the spatial distribution of the core magnetization in one to a first direction vertical layer of an examination area, wherein in Presence of a homogeneous stationary magnetic field Number of sequences in an examination area acts, with each sequence at least two slice-selective High frequency pulses include being outside the high frequency pulses a magnetic field with one in a second, perpendicular to the first direction Gradient is turned on, its size and / or on Switching time is changed from sequence to sequence and where following the high-frequency pulses in the presence of a magnetic field with one in a third, to the in the first two directions perpendicular direction Gradient an echo signal is received and sampled, from which the distribution of nuclear magnetization is reconstructed becomes. Such a method is from "X-ray practice" 39, (1986), pp. 81-96, in particular Fig. 3, are known. In it described a spin echo method in which a 90 ° RF pulse followed by a 180 ° pulse a magnet during each of the two radio frequency pulses field is switched on, the gradient of which is in each case first direction.

Mit dem bekannten Schichtaufnahmeverfahren wird - ebenso wie bei allen anderen Schichtaufnahmeverfahren - die Kern magnetisierungsverteilung in einer Schicht abgebildet, die einen Schnitt durch den in einer Hochfrequenzspule zur Erzeugung von Hochfrequenzimpulsen befindlichen Teil des Körpers des Patienten darstellt. Das rekonstruierte Bild der Kernmagnetisierungsverteilung besteht aus N×N Bildelementen - im folgenden kurz Pixel genannt; die Abmessungen eines Pixels entsprechen dem Doppeltes des Kehrwerts der maximal meßbaren Ortsfrequenz der Verteilung. N kann dabei zum Beispiel ein Wert von 256 haben. Das bedeutet, daß dieses Verfahren 256 Sequenzen umfaßt, wobei das zwischen den beiden Hochfrequenzimpulsen wirksame Präparationsgradientenfeld von Sequenz zu Sequenz um 1/128 seines Maximalwertes geändert wird und das Kernresonanzsignal mindestens 256mal abgetastet wird. Da die Repetitionszeit (das ist die Zeit zwischen dem Beginn einer Sequenz und dem Beginn der darauf folgenden Sequenz) genügend groß sein muß (einige 100 ms), um sicher zu stellen, daß bei Beginn jeder Sequenz jeweils die gleiche Längsmagnetisierung vorhanden ist, ist die für die Durchführung des Verfahrens erforderliche Meßzeit relativ groß, und sie steigt mit dem gewünschten Auflösungsvermögen.With the known layer recording method - as with all other layer recording methods - the core magnetization distribution is imaged in a layer, which represents a section through the part of the patient's body located in a high-frequency coil for generating high-frequency pulses. The reconstructed image of the nuclear magnetization distribution consists of N × N picture elements - hereinafter referred to as pixels; the dimensions of a pixel correspond to twice the reciprocal of the maximum measurable spatial frequency of the distribution. For example, N can have a value of 256. This means that this method comprises 256 sequences, the preparation gradient field between the two high-frequency pulses being changed from sequence to sequence by 1/128 of its maximum value and the nuclear magnetic resonance signal being sampled at least 256 times. Since the repetition time (that is the time between the beginning of a sequence and the beginning of the following sequence) must be sufficiently long (a few 100 ms) to ensure that the same longitudinal magnetization is present at the beginning of each sequence, the measurement time required to carry out the method is relatively long and increases with the desired resolving power.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren der eingangs genannten Art so auszugestalten, daß die Kernmagnetisierungsverteilung in einem begrenzten Bereich der Schicht entweder mit verbesserter Auflösung oder in kürzerer Zeit gemessen werden kann.The object of the present invention is a method of the type mentioned in such a way that the Nuclear magnetization distribution in a limited range the layer either with improved resolution or in shorter time can be measured.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß während eines der Hochfrequenzimpulse ein Magnetfeld mit einem in der zweiten Richtung verlaufenden Gradienten eingeschaltet ist, und daß die Bandbreite des einen Hochfrequenzimpulses und/oder der Betrag des Gradienten des damit einhergehenden Magnetfeldes einstellbar ist, so daß dadurch die Kernmagnetisierung in einem einstellbaren Teil des Untersuchungsbereiches beeinflußt wird. This object is achieved in that with a magnetic field during one of the high-frequency pulses a gradient running in the second direction is turned on, and that the bandwidth of one High frequency pulse and / or the amount of the gradient the associated magnetic field is adjustable, so that thereby the nuclear magnetization in an adjustable Part of the examination area is influenced.

Es sei an dieser Stelle erwähnt, daß aus Fig. 4 der bereits erwähnten Zeitschrift "Röntgenpraxis" ein Verfahren bekannt ist, bei dem während zweier Hoch frequenzimpulse Magnetfelder mit zueinander senkrechten Gradienten eingeschaltet sind. Es handelt sich hierbei jedoch um ein Verfahren zur Bestimmung der Kern magnetisierungsverteilung in einem dreidimensionalen Bereich. Zwischen den beiden Hochfrequenzimpulsen wird dabei zusätzlich ein Magnetfeld mit in der ersten Richtung verlaufenden Gradienten eingeschaltet. Verfahren dieser Art ergeben - im Vergleich zu dem eingangs genannten Verfahren - eine größere Meßzeit oder eine geringere räumliche Auflösung. Die Bandbreite des Hochfrequenz impulses bzw. der ihn begleitende, in der ersten Richtung verlaufende Gradient sind so bemessen, daß dadurch die Kernmagnetisierung in einem Bereich angeregt wird, dessen Dicke der Gesamtdicke so vieler Schichten entspricht, wie der abzubildende Volumenbereich in dieser Richtung Volumen- bzw. Bildelemente aufweist.It should be mentioned at this point that a method is known from Fig. 4 of the already mentioned magazine "Röntgenpraxis" in which magnetic fields with mutually perpendicular gradients are switched on during two high-frequency pulses. However, this is a method for determining the core magnetization distribution in a three-dimensional area. A magnetic field with gradients running in the first direction is additionally switched on between the two high-frequency pulses. Methods of this type - compared to the method mentioned at the beginning - result in a longer measuring time or a lower spatial resolution. The bandwidth of the high-frequency pulse or the accompanying gradient running in the first direction are dimensioned in such a way that the nuclear magnetization is excited in an area whose thickness corresponds to the total thickness of as many layers as the volume area to be imaged in this direction Has picture elements.

Durch den Impuls, der mit einem Magnetfeld mit in der zweiten Richtung verlaufendem Gradienten zeitlich ver knüpft ist, wird nur ein Teilbereich der Schicht angeregt, deren Kernmagnetisierung durch den anderen Hochfrequenz impuls in Verbindung mit dem Magnetfeld, dessen Gradient in der ersten Richtung verläuft, beeinflußbar ist. Wenn demgemäß an Stelle der gesamten Schicht von dem Hochfre quenzimpuls, der mit dem in der zweiten Richtung ver laufenden Gradienten verknüpft ist, nur ein Streifen erfaßt wird, der 64 Pixel breit ist, dann genügen 64 Sequenzen (an Stelle von 256) um die Kernmagnetisierung in dem Streifen mit der gleichen Auflösung zu bestimmen wie bei dem bekannten Verfahren. Die Meßzeit wird dabei auf ein Viertel verkürzt. By the impulse with a magnetic field in the second gradient gradient in time only a part of the layer is excited, their nuclear magnetization by the other high frequency impulse in connection with the magnetic field, its gradient runs in the first direction, can be influenced. If accordingly instead of the entire layer of high frequency quenzimpuls that ver with the in the second direction linked gradient, just a stripe is detected, which is 64 pixels wide, then suffice 64 sequences (instead of 256) around nuclear magnetization to determine in the strip with the same resolution as in the known method. The measuring time is thereby shortened to a quarter.

Es ist jedoch auch möglich, die Zahl der Sequenzen mit von Sequenz zu Sequenz in Stufen geändertem Präparations gradienten nicht zu ändern; in diesem Fall wird das Auf lösungsvermögen in der zweiten Richtung um den Faktor 4 verbessert. Damit dem auch ein entsprechend verbessertes Auflösungsvermögen in der dritten Richtung gegenübersteht, muß der Betrag des während des Echos eingeschalteten Gradienten sowie die Abtastfrequenz des Kernresonanz signals um den Faktor 4 erhöht werden; in diesem Fall wird also bei unveränderter Meßzeit das Auflösungsvermögen verbessert.However, it is also possible to count the number of sequences using Sequence to sequence of preparation changed in stages gradients not to change; in this case the up Solvency in the second direction by a factor of 4 improved. So that a correspondingly improved one Resolving power in the third direction, must be the amount turned on during the echo Gradients and the sampling frequency of the nuclear magnetic resonance signals are increased by a factor of 4; in this case So with unchanged measuring time the resolution improved.

Es ist auch möglich die Auflösung zu verbessern und die Meßzeit zu verringern; beispielsweise kann die Meßzeit auf die Hälfte reduziert und die Auflösung verdoppelt werden.It is also possible to improve the resolution and the Reduce measuring time; for example, the measurement time halved and the resolution doubled.

Um die Abmessungen des ausgewählten Teilbereichs auch in der dritten Richtung diagnostischen Bedürfnissen anzu passen, sieht eine Weiterbildung der Erfindung vor, daß die Kernresonanzsignale gefiltert werden, so daß nur Kern resonanzsignale innerhalb eines vorzugsweise vorgebbaren Frequenzbandes zur Rekonstruktion verwendbar sind. Dadurch wird in der dritten Richtung ein Bereich ausge wählt, der von der Breite des ausgefilterten Frequenz bandes und von der Größe des in dieser Richtung ver laufenden Gradienten des Magnetfeldes abhängt. Außerdem wird dadurch die Zahl der für die Fouriertransformation erforderlichen Abtastwerte verringert.To the dimensions of the selected section also in the third direction to address diagnostic needs fit, a development of the invention provides that the nuclear magnetic resonance signals are filtered so that only core resonance signals within a preferably predeterminable Frequency band can be used for reconstruction. As a result, an area is extracted in the third direction chooses the width of the filtered frequency bandes and the size of the ver in this direction current gradient of the magnetic field depends. Furthermore the number for the Fourier transform required samples reduced.

Die Sequenzen können im übrigen unterschiedlich gestaltet sein. Nach einer ersten Ausgestaltung der Erfindung ist demgemäß vorgesehen, daß jede Sequenz einen 90°-Hoch frequenzimpuls in Verbindung mit einem Magnetfeld umfaßt, dessen Gradient in der ersten Richtung verläuft, daß nach dem ersten Hochfrequenzimpuls ein 180°-Hochfrequenzimpuls in Verbindung mit einem Magnetfeld mit einem in der zwei ten Richtung wirksamen Gradienten eingeschaltet wird und daß das Spin-Echo-Signal zur Rekonstruktion herangezogen wird.The sequences can be designed differently be. According to a first embodiment of the invention accordingly provided that each sequence be 90 degrees high frequency pulse in connection with a magnetic field, whose gradient runs in the first direction that after the first radio frequency pulse is a 180 ° radio frequency pulse in conjunction with a magnetic field with one in the two effective direction gradient is switched on and that the spin echo signal is used for reconstruction becomes.

Eine zweite Ausgestaltung der Erfindung ist demgegenüber dadurch gekennzeichnet, daß jede Sequenz drei 90°-Hoch frequenzimpulse umfaßt, daß mit zwei dieser 90°-Hoch frequenzimpulse ein Magnetfeld einhergeht, dessen Gradient während des einen Hochfrequenzimpulses in der ersten und während des anderen Hochfrequenzimpulses in der zweiten Richtung verläuft und daß das nach dem dritten Hoch frequenzimpuls auftretende Stimulierte-Echo-Signal zur Rekonstruktion herangezogen wird.A second embodiment of the invention is in contrast characterized in that each sequence is three 90 ° high frequency pulses includes that with two of these 90 ° high frequency impulses is accompanied by a magnetic field whose gradient during the one high frequency pulse in the first and during the other high frequency pulse in the second Direction runs and that after the third high frequency pulse occurring stimulated echo signal for Reconstruction is used.

Die Erfindung wird nachstehend anhand der Zeichnung näher erläutert: Es zeigenThe invention will now be described with reference to the drawing explained: show it

Fig. 1 ein Kernspinuntersuchungsgerät bei dem die Erfindung anwendbar ist, Fig. 1, a magnetic resonance examination apparatus in which the invention is applicable;

Fig. 2 ein Blockschaltbild eines solchen Gerätes, Fig. 2 is a block diagram of such a device,

Fig. 3 den zeitlichen Verlauf verschiedener Signale bei einer ersten erfindungsgemäßen Sequenz, Fig. 3 shows the time course of various signals in a first inventive sequence

Fig. 4 die räumliche Lage des Untersuchungsbereichs und Fig. 4, the spatial position of the examination region and

Fig. 5 den zeitlichen Verlauf der Signale bei einer zweiten erfindungsgemäßen Sequenz. Fig. 5 shows the temporal course of the signals at a second inventive sequence.

Das in Fig. 1 schematisch dargestellte Kernspintomo graphiegerät enthält eine aus vier Spulen 1 bestehende An ordnung zur Erzeugung eines homogenen stationären Magnet feldes, das in der Größenordnung von einigen Zehntel T bis einigen T liegen kann. Dieses Feld verläuft in z-Richtung eines kartesischen Koordinatensystems. Die zur z-Achse konzentrisch angeordneten Spulen 1 können auf einer Kugel oberfläche 2 angeordnet sein. Im Innern dieser Spulen be findet sich der zu untersuchende Patient 20.The magnetic resonance imaging device shown schematically in Fig. 1 contains a four coils 1 arrangement to generate a homogeneous stationary magnetic field, which can be on the order of a few tenths to a few T. This field runs in the z direction of a Cartesian coordinate system. The coils 1 arranged concentrically to the z-axis can be arranged on a spherical surface 2 . The patient 20 to be examined is located inside these coils.

Zur Erzeugung eines in z-Richtung verlaufenden und sich in dieser Richtung linear ändernden Magnetfeldes Gz sind vier Spulen 3 vorzugsweise auf der gleichen Kugeloberfläche an geordnet. Weiterhin sind vier Spulen 7 vorgesehen, die ein ebenfalls in z-Richtung verlaufendes magnetisches Gradien tenfeld ( d.h. ein Magnetfeld, dessen Stärke sich in einer Richtung linear ändert) Gx erzeugen, dessen Gradient jedoch in x-Richtung verläuft. Ein in z-Richtung verlau fendes magnetisches Gradientenfeld Gy mit einem Gradienten in y-Richtung wird von vier Spulen 5 erzeugt, die die gleiche Form haben können wie die Spulen 7, die jedoch diesen gegenüber um 90° versetzt angeordnet sind. Von diesen vier Spulen sind in Fig. 1 nur zwei dargestellt.To generate a magnetic field Gz running in the z direction and changing linearly in this direction, four coils 3 are preferably arranged on the same spherical surface. Four coils 7 are provided, which generate an extending also in the z-direction magnetic Gradien Tenfeld (ie, a magnetic field whose strength varies linearly in one direction) Gx, but whose gradient extends in the x direction. A magnetic gradient field Gy running in the z-direction with a gradient in the y-direction is generated by four coils 5 , which can have the same shape as the coils 7 , but are arranged offset by 90 ° from them. Only two of these four coils are shown in FIG. 1.

Da jede der drei Spulenanordnungen 3, 5 und 7 zur Erzeu gung der magnetischen Gradientenfelder Gz, Gy und Gx symmetrisch zur Kugeloberfläche 2 angeordnet ist, ist die Feldstärke im Kugelzentrum, das gleichzeitig den Koordina tenursprung des erwähnten kartesischen xyz-Koordinatensys tems bildet, nur durch das stationäre homogene Magnetfeld der Spulenanordnung bestimmt.Since each of the three coil arrangements 3 , 5 and 7 for generating the magnetic gradient fields Gz, Gy and Gx is arranged symmetrically to the spherical surface 2 , the field strength in the spherical center, which also forms the coordinate origin of the aforementioned Cartesian xyz coordinate system, is only through determines the stationary homogeneous magnetic field of the coil arrangement.

Weiterhin ist eine Hochfrequenzspule 11 symmetrisch zur Ebene z=O des Koordinatensystems angeordnet, die so ausge bildet ist, daß damit ein im wesentlichen homogenes und in x-Richtung, d.h. senkrecht zur Richtung des stationären homogenen Magnetfeldes, verlaufendes hochfrequentes Magnetfeld erzeugt wird. Der Hochfrequenzspule wird während jedes Hochfrequenzimpulses ein hochfrequenter Strom von einem Hochfrequenzgenerator 4 zugeführt. - Im Anschluß an einen oder mehrere Hochfrequenzimpulse kann die Hochfrequenzspule 11 zum Empfangen von im Untersu chungsbereich erzeugten Kernspin-Resonanzsignalen dienen. Statt dessen kann für diese Zwecke aber auch eine geson derte Hochfrequenz-Empfangsspule verwendet werden.Furthermore, a high-frequency coil 11 is arranged symmetrically to the plane z = O of the coordinate system, which is so formed that a substantially homogeneous and in the x-direction, ie perpendicular to the direction of the stationary homogeneous magnetic field, high-frequency magnetic field is generated. A high-frequency current is supplied from a high-frequency generator 4 to the high-frequency coil during each high-frequency pulse. - Following one or more high-frequency pulses, the high-frequency coil 11 can be used to receive nuclear magnetic resonance signals generated in the investigation area. Instead, however, a separate high-frequency receiving coil can also be used for these purposes.

Fig. 2 zeigt ein vereinfachtes Blockschaltbild eines solchen Kernspinuntersuchungsgerätes. Die Hochfrequenz spule 11 ist über eine Umschalteinrichtung 12 einerseits an einen Hochfrequenzgenerator 4 und andererseits an einen Hochfrequenzempfänger 6 angeschlossen. Fig. 2 shows a simplified block diagram of such an MRI device. The high-frequency coil 11 is connected via a switching device 12 on the one hand to a high-frequency generator 4 and on the other hand to a high-frequency receiver 6 .

Der Hochfrequenzgenerator 4 enthält einen in seiner Frequenz digital steuerbaren Hochfrequenzoszillator 40, der Schwingungen mit einer Frequenz gleich der Larmor frequenz der anzuregenden Atomkerne bei der von den Spulen 1 erzeugten Feldstärke liefert. Die Larmor frequenz f berechnet sich bekanntlich nach der Beziehung f = cB, wobei B die magnetische Induktion in dem stationären homogenen Magnetfeld darstellt und c das gyromagnetische Verhältnis, das beispielsweise für Protonen 42,56 MHz/T beträgt. Der Ausgang des Oszillators 40 ist mit einem Eingang einer Mischstufe 43 verbunden. Der Mischstufe 43 wird ein zweites Eingangs signal von einem Digital-Analog-Wandler 44 zugeführt, dessen Ausgang mit einem digitalen Speicher 45 verbunden ist. Aus dem Speicher wird - gesteuert durch eine Steuer einrichtung 15 - eine Folge von ein Hüllkurvensignal dar stellenden digitalen Datenworten ausgelesen.The high-frequency generator 4 contains a digitally controllable high-frequency oscillator 40 , which delivers vibrations with a frequency equal to the Larmor frequency of the atomic nuclei to be excited at the field strength generated by the coils 1 . The Larmor frequency f is known to be calculated according to the relationship f = cB , where B represents the magnetic induction in the stationary homogeneous magnetic field and c the gyromagnetic ratio, which is 42.56 MHz / T for protons, for example. The output of the oscillator 40 is connected to an input of a mixer 43 . The mixer 43 is supplied with a second input signal from a digital-to-analog converter 44 , the output of which is connected to a digital memory 45 . A sequence of digital data words representing an envelope signal is read out of the memory, controlled by a control device 15 .

Die Mischstufe 43 verarbeitet die ihr zugeführten Ein gangssignale so, daß an ihrem Ausgang die mit dem Hüll kurvensignal modulierte Trägerschwingung erscheint. Das Ausgangssignal der Mischstufe 43 wird über einen von der Steuereinrichtung 15 gesteuerten Schalter 46 einem Hoch frequenz-Leistungsverstärker 47 zugeführt, dessen Ausgang mit der Umschalteinrichtung 12 verbunden ist. Diese wird ebenfalls durch die Steuereinrichtung 15 gesteuert.The mixer 43 processes the input signals supplied to it so that the carrier signal modulated with the envelope signal appears at its output. The output signal of the mixer 43 is fed via a switch 46 controlled by the control device 15 to a high-frequency power amplifier 47 , the output of which is connected to the switching device 12 . This is also controlled by the control device 15 .

Der Empfänger 6 enthält einen Hochfrequenzverstärker 60, der mit der Umschalteinrichtung verbunden ist und dem das in der Hochfrequenzspule 11 induzierte Echosignal zuge führt wird, wobei die Umschalteinrichtung den entsprechen den Schaltzustand haben muß. Der Verstärker 60 besitzt einen von der Steuereinrichtung 15 gesteuerten Stumm schalteingang, über den er gesperrt werden kann, so daß die Verstärkung praktisch Null ist. Der Ausgang des Ver stärkers ist mit den ersten Eingängen zweier multipli kativer Mischstufen 61 und 62 verbunden, die jeweils ein dem Produkt ihrer Eingangssignale entsprechendes Ausgangs signal liefern. Den zweiten Eingängen der Mischstufen 61 und 62 wird ein Signal mit der Frequenz des Oszillators 40 zugeführt, wobei zwischen den Signalen an den beiden Ein gängen eine Phasenverschiebung von 90° besteht. Diese Phasenverschiebung wird mit Hilfe eines 90° Phasendreh gliedes 48 erzeugt, dessen Ausgang mit dem Eingang der Mischstufe 62 und dessen Eingang mit dem Eingang derMisch stufe 61 und mit dem Ausgang des Oszillators 40 verbunden ist.The receiver 6 contains a high-frequency amplifier 60 which is connected to the switching device and to which the echo signal induced in the high-frequency coil 11 is supplied, the switching device having to have the corresponding switching state. The amplifier 60 has a switch controlled by the control device 15 muting input which can be inhibited using it, so that the gain is substantially zero. The output of the amplifier is connected to the first inputs of two multiplicative mixer stages 61 and 62 , each of which supplies an output signal corresponding to the product of their input signals. The second inputs of the mixer stages 61 and 62 are supplied with a signal at the frequency of the oscillator 40 , with a phase shift of 90 ° between the signals at the two inputs. This phase shift is generated with the aid of a 90 ° phase rotator 48 , the output of which is connected to the input of the mixer stage 62 and whose input is connected to the input of the mixer stage 61 and to the output of the oscillator 40 .

Die Ausgangssignale der Mischstufen 61 und 62 werden über Filter 63 und 64 die die vom Oszillator 40 gelieferte Frequenz sowie alle darüber liegenden Frequenzen unter drücken, je einem Analog-Digital-Wandler 65 bzw. 66 zuge führt. Vorzugsweise sind die Filter so gestaltet, daß sie ein mittels der Steuereinrichtung 15 vorgebbares Frequenz band durchlassen. Die Analog-Digital-Wandler setzen die analogen Signale der einen Quadratur-Demodulator bildenden Schaltung 61..64 in digitale Datenworte um, die einem Speicher 14 zugeführt werden. Die Analog-Digital- Wandler 65 und 66 sowie der Speicher 14 erhalten ihre Taktimpulse von einem Taktimpulsgenerator 16, der über eine Steuerleitung von der Steuereinrichtung 15 blockiert bzw. freigegeben werden kann, so daß nur in einem durch die Steuereinrichtung 15 definierten Meßintervall die von der Hochfrequenzspule 11 empfangenen, in den Nieder frequenzbereich transponierten Signale in eine Folge digitaler Datenworte umgesetzt und in dem Speicher 14 ge speichert werden können.The output signals of the mixer stages 61 and 62 are via filters 63 and 64, which suppress the frequency supplied by the oscillator 40 and all frequencies above, each leading to an analog-digital converter 65 and 66, respectively. The filters are preferably designed such that they pass a frequency band which can be predetermined by means of the control device 15 . The analog-digital converters convert the analog signals of the circuit 61..64 forming a quadrature demodulator into digital data words which are fed to a memory 14 . The analog to digital converters 65 and 66 and the memory 14 receive their clock pulses from a clock pulse generator 16, which can be blocked via a control line from the controller 15 or released so that only in a space defined by the control means 15 the measurement interval of the High-frequency coil 11 received, transposed in the low frequency range signals converted into a sequence of digital data words and can be stored in the memory 14 ge.

Die drei Spulen 3, 5 und 7 werden von Strom generatoren 23, 25 und 27 jeweils mit einem Strom ver sorgt, dessen zeitlicher Verlauf durch die Steuerein heit 15 steuerbar ist. Die im Speicher 14 gespeicherten Datenworte bzw. Abtastwerte werden einem Rechner 17 zuge führt, der daraus durch eine zweidimensionale diskrete Fourier-Transformation die räumliche Verteilung der Kern magnetisierung in einer Schicht ermittelt und an einem Monitor 18 ausgibt.The three coils 3 , 5 and 7 are each provided by current generators 23 , 25 and 27 with a current whose course over time is controllable by the control unit 15 . The data words or samples stored in the memory 14 are fed to a computer 17 , which uses a two-dimensional discrete Fourier transformation to determine the spatial distribution of the nuclear magnetization in one layer and outputs it to a monitor 18 .

In Fig. 3 ist die zeitliche Lage der Hochfrequenzimpulse und der durch die Spulen 3, 5 und 7 erzeugten magnetischen Gradientenfelder für eine Spin-Echo-Sequenz dargestellt. Zur Zeit t 1 wird ein 90°-Hochfrequenzimpuls HF 1 erzeugt (erste Zeile). Während dieses Hochfrequenzimpulses liefert der Stromgenerator 23 einen Strom, so daß ein magnetisches Gradientenfeld 67 wirksam ist (zweite Zeile), dessen Polarität nach dem Ende des Hochfrequenzimpulses umgeschaltet wird. Der zeitliche Verlauf des magnetischen Gradientenfeldes Gz ist dabei so gewählt, daß das zeitliche Integral über dieses Feld von der Zeit t 1 (d.h. von der Mitte des Hochfrequenzimpulses HF 1) bis zum Ausschalten des magnetischen Gradientenfeldes gerade den Wert Null hat. Wie Fig. 4 zeigt, wird durch den Hoch frequenzimpuls HF 1 in Verbindung mit dem magnetischen Gradientenfeld Gz im Kopf der zu untersuchenden Person eine zur z-Richtung senkrechte Schicht 100 angeregt, deren Dicke durch die Bandbreite des Hochfrequenzimpulses HF 1 und den Betrag des Gradienten von Gz bestimmt ist.In Fig. 3, the timing of the RF pulses and generated by the coils 3, 5 and 7 for a magnetic gradient is shown a spin-echo sequence. At time t 1 , a 90 ° high-frequency pulse HF 1 is generated (first line). During this high-frequency pulse, the current generator 23 supplies a current so that a magnetic gradient field 67 is effective (second line), the polarity of which is switched after the end of the high-frequency pulse. The time profile of the magnetic gradient field Gz is chosen so that the time integral over this field has the value zero from time t 1 (ie from the center of the high-frequency pulse HF 1 ) until the magnetic gradient field is switched off. As shown in FIG. 4, is excited by the RF pulse RF 1 in connection with the magnetic gradient field Gz in the head of the examined person an axis perpendicular to the z-direction layer 100 whose thickness by the bandwidth of the RF pulse RF 1 and the amount of the gradient is determined by Gz .

Nach dem Hochfrequenzimpuls HF 1 wird ein magnetisches Gradientenfeld Gy eingeschaltet (dritte Zeile), das vor dem nächsten Hochfrequenzimpuls wieder ausgeschaltet wird. Dadurch erfährt die Kernmagnetisierung in der Schicht eine Phasendrehung, deren Größe von der Position in y-Richtung und von der Größe des von Sequenz zu Sequenz in Stufen geänderten Gradienten Gy abhängt. Dieser Gradient wird daher üblicherweise "Phasenkodierungs gradient" oder "Präparationsgradient" genannt.After the high-frequency pulse HF 1 , a magnetic gradient field Gy is switched on (third line), which is switched off again before the next high-frequency pulse. As a result, the nuclear magnetization in the layer undergoes a phase rotation, the size of which depends on the position in the y direction and on the size of the gradient Gy changed in steps from sequence to sequence. This gradient is therefore usually called "phase coding gradient" or "preparation gradient".

Zur Zeit t 2 wird ein 180°-Impuls HF 2 erzeugt (erste Zeile), und während dieses Hochfrequenzimpulses ist wiederum das magnetische Gradientenfeld Gy eingeschaltet - jedoch mit einem in allen Sequenzen konstanten Gradienten.At time t 2 , a 180 ° pulse HF 2 is generated (first line), and during this high-frequency pulse the magnetic gradient field Gy is switched on again - but with a gradient that is constant in all sequences.

Der Hochfrequenzimpuls HF 2 und das Einschalten des magnetischen Gradientenfeldes Gy, während dieses Impulses bewirken zweierlei: In einer zur y-Richtung senkrechten Scheibe, deren Schnittbereich mit der Schicht 100 mit 110 bezeichnet ist, wird die Kernmagnetisierung invertiert. Die Lage und die Dicke der Scheibe hängen von der Mitten frequenz des Hochfrequenzimpulses HF 2 bzw. von seiner Bandbreite und der Größe des Gradienten Gy ab. Das Invertieren der Kernmagnetisierung in den außerhalb der Schicht 100 befindlichen, zuvor nicht angeregten Bereichen der Scheibe hat kein Kernresonanzsignal zur Folge; durch das Invertieren der Kernmagnetisierung innerhalb des Streifens 110 wird jedoch dort ein Spin-Echo-Signal her vorgerufen. In den außerhalb des Streifens 110 liegenden Bereichen der Schicht 100 wird die Kernmagnetisierung durch das während des zweiten Hochfrequenzimpulses wirk same magnetische Gradientenfeld Gy dephasiert. Diese Bereiche liefern daher keinen Beitrag zum Spin-Echo- Signal.The high-frequency pulse HF 2 and the switching on of the magnetic gradient field Gy during this pulse cause two things: in a disk perpendicular to the y direction, the intersection of which is designated by layer 100 and 110 , the nuclear magnetization is inverted. The position and thickness of the disc depend on the center frequency of the RF pulse HF 2 or on its bandwidth and the size of the gradient Gy . The inversion of the nuclear magnetization in the previously non-excited regions of the disk located outside the layer 100 does not result in a nuclear magnetic resonance signal; however, by inverting the nuclear magnetization within the strip 110 , a spin echo signal is evoked. In the regions of the layer 100 lying outside the strip 110 , the nuclear magnetization is dephased by the magnetic gradient field Gy which is effective during the second high-frequency pulse. These areas therefore make no contribution to the spin echo signal.

Zwischen den beiden Hochfrequenzimpulsen HF 1 und HF 2 und nach dem zweiten Hochfrequenzimpuls HF 2 wird das magnetische Gradientenfeld Gx ein- und ausgeschaltet. Der zeitliche Verlauf dieses magnetischen Gradientenfeldes ist so gewählt, daß das zeitliche Integral über dieses Gradientenfeld im Interval t 1, t 2 genauso groß ist, wie im Interval t 2, t 3, wobei t 3 der BedingungThe magnetic gradient field Gx is switched on and off between the two high-frequency pulses HF 1 and HF 2 and after the second high-frequency pulse HF 2 . The time course of this magnetic gradient field is chosen so that the time integral over this gradient field in the interval t 1 , t 2 is as large as in the interval t 2 , t 3 , where t 3 is the condition

t 3 - t 2 = t 2 - t 1 t 3 - t 2 = t 2 - t 1

genügen muß. Während der Einschaltung des magnetischen Gradientenfeldes Gx nach dem zweiten Hochfrequenz impuls HF 2 wird durch die Steuereinrichtung 15 der Takt generator 16 freigegeben, so daß das an den Ausgängen der Filter 63 und 64 anliegende analoge Spin-Echo-Signal in eine Folge von Datenworten umgesetzt wird, die in dem Speicher 14 gespeichert werden. Da während dieser Meßwert aufnahme ein magnetsiches Gradientenfeld Gx mit in x-Richtung verlaufendem Gradienten anliegt, hängt die Frequenz der Spin-Echo-Signale linear von der Position in x-Richtung ab. Wenn daher von dem Streifen 110 nur der Teilbereich 120 von diagnostischem Interesse ist, müssen von dem Spin-Echo-Signal lediglich die Frequenzbereiche verarbeitet werden, die diesem Teilbereich räumlich zuge ordnet sind. Dies läßt sich dadurch erreichen, daß die Filter 63, 64 durch die Steuereinheit 15 so gesteuert werden, daß nur dieser Frequenzbereich des Spin-Echo- Signals die Analog-Digital-Wandler 65 und 66 erreichen kann. Jedoch ist es auch möglich, die Filter 63 und 64 so auszulegen, daß der Nutzfrequenzbereich nicht beschnitten wird (die Filter können dann Tiefpässe mit fester Frequenz sein) und nach der Fourier-Transformation des komplexen Spin-Echo-Signals diejenigen Spektralkomponenten wegzu lassen, die höheren oder niedrigeren Frequenzen zugeordnet sind.must suffice. During the activation of the magnetic gradient field Gx after the second high-frequency pulse HF 2 , the clock generator 16 is released by the control device 15 , so that the analog spin-echo signal applied to the outputs of the filters 63 and 64 is converted into a sequence of data words stored in the memory 14 . Since a magnetic gradient field Gx with a gradient extending in the x-direction is present during this measurement, the frequency of the spin echo signals depends linearly on the position in the x-direction. Therefore, if only the subarea 120 of the strip 110 is of diagnostic interest, only the frequency ranges that are spatially assigned to this subarea need to be processed by the spin echo signal. This can be achieved in that the filters 63 , 64 are controlled by the control unit 15 such that only this frequency range of the spin-echo signal can reach the analog-digital converters 65 and 66 . However, it is also possible to design the filters 63 and 64 in such a way that the useful frequency range is not clipped (the filters can then be low-pass filters with a fixed frequency) and, after the Fourier transformation of the complex spin-echo signal, omit those spectral components which higher or lower frequencies are assigned.

Es sei angenommen, daß die Abmessungen der Schicht 100 in x- und y-Richtung jeweils 256 Pixeln entsprechen soll und es sei weiter davon ausgegangen, daß der diagnostisch relevante Bereich 120 in y-Richtung eine Ausdehnung hat, die 64 Pixeln entspricht. Dann müßten zur Abbildung der gesamten Schicht 256 Sequenzen durchgeführt werden, wobei von Sequenz zu Sequenz lediglich der Präparationsgradient bzw. das zeitliche Integral über diesen Gradienten in gleich großen Stufen geändert wird. Hingegen sind zur Messung der Kernmagnetisierungsverteilung in dem Streifen 110 bzw. in dem diagnostisch interessanten Bereich 120 lediglich 64 Sequenzen erforderlich; die Meßzeit wird also um den Faktor 4 reduziert. Damit die gleiche räumliche Auflösung erzielt wird wie bei der Meßung der Kernmagnetisierungsverteilung der gesamten Schicht 100, muß der Maximalwert des Zeitintegrals über den Präparationsgradienten unverändert bleiben; jedoch muß dieser Wert von Sequenz zu Sequenz in Stufen geändert werden, die im umgekehrten Verhältnis zu den Abmessungen des abgebildeten Bereichs in y-Richtung stehen (im vor liegenden Fall also 256/64 = 4), d.h. die Stufen sind viermal so groß wie bei der Messung der Kernmagnetisie rungsverteilung in der gesamten Schicht. It is assumed that the dimensions of the layer 100 in the x and y directions should correspond to 256 pixels in each case and it is further assumed that the diagnostically relevant area 120 in the y direction has an extent which corresponds to 64 pixels. Then 256 sequences would have to be carried out in order to image the entire slice, only the preparation gradient or the time integral over this gradient being changed in steps of the same size from sequence to sequence. In contrast, only 64 sequences are required for measuring the nuclear magnetization distribution in the strip 110 or in the diagnostically interesting region 120 ; the measuring time is therefore reduced by a factor of 4. So that the same spatial resolution is achieved as in the measurement of the nuclear magnetization distribution of the entire layer 100 , the maximum value of the time integral over the preparation gradient must remain unchanged; however, this value must be changed from sequence to sequence in steps that are inversely related to the dimensions of the area shown in the y direction (in the present case, 256/64 = 4), ie the steps are four times as large as in the measurement of the nuclear magnetization distribution in the entire layer.

Wie vorstehend erläutert, kann für die Erfassung des Bereiches 120 die Meßzeit reduziert werden - bei unver ändertem räumlichen Auflösungsvermögen. Es ist jedoch auch möglich, die Meßzeit beizubehalten und das räumliche Auf lösungsvermögen zu vergrößern, soweit es das Signal/ Rausch-Verhältnis zuläßt. In diesem Fall wird der Maximal wert des Gradienten (genauer: des Zeitintegrals über diesen Gradienten) um den Faktor 4 vergrößert, so daß sich auch die aufgelöste Raumfrequenz um den Faktor 4 ver größert. Dieser Maximalwert wird von Sequenz zu Sequenz in 256 gleichgroßen Stufen geändert. Die damit einhergehende Verbesserung des Auflösungsvermögens in Richtung des Präparationsgradienten macht nur Sinn, wenn dem eine ent sprechende Vergrößerung des Auflösungsvermögens in der (x-) Richtung des Meßgradienten gegenübersteht. Dies kann auf zweierlei Weise erreichet werden:As explained above, the measurement time for the detection of the area 120 can be reduced - with unchanged spatial resolution. However, it is also possible to maintain the measuring time and to increase the spatial resolution, insofar as the signal / noise ratio permits. In this case, the maximum value of the gradient (more precisely: the time integral over this gradient) is increased by a factor of 4, so that the resolved spatial frequency is also increased by a factor of 4. This maximum value is changed from sequence to sequence in 256 equally large steps. The associated improvement in the resolving power in the direction of the preparation gradient only makes sense if there is a corresponding increase in the resolving power in the (x-) direction of the measuring gradient. This can be achieved in two ways:

Zum einen kann das Meßintervall, innerhalb dessen das Kernresonanzsignal abgetastet wird, vergrößert werden (bei unverändeter Abtastfrequenz). Zum anderen kann der Meß gradient Gx vergrößert werden, was aber eine entsprechende Vergrößerung der Abtastfrequenz, mit der das Kernresonanz signal abgetastet und in ein digitales Datenwort umgesetzt wird, voraussetzt. Beide Möglichkeiten können auch gemeinsam angewandt werden.On the one hand, the measuring interval within which the nuclear magnetic resonance signal is sampled can be increased (with the sampling frequency unchanged). On the other hand, the measurement gradient Gx can be increased, but this requires a corresponding increase in the sampling frequency with which the nuclear magnetic resonance signal is sampled and converted into a digital data word. Both options can also be used together.

Es leuchtet ein, daß die Verringerung der Meßzeit und die Erhöhung des Auflösungsvermögens miteinander kombiniert werden können; beispielsweise kann in dem angenommen Bei spiel die Meßzeit um den Faktor 2 verringert werden (indem nur 128 Sequenzen erzeugt werden) und das Auflösungs vermögen um den Faktor 2 erhöht werden (indem beispiels weise der Phasenkodierungsgradient Gy und der Meßgradient Gx jeweils um den Faktor 2 erhöht werden). It is obvious that the reduction in measuring time and the increase in resolution can be combined; For example, in the assumed example, the measurement time can be reduced by a factor of 2 (by generating only 128 sequences) and the resolution can be increased by a factor of 2 (by increasing the phase coding gradient Gy and the measurement gradient Gx by a factor of 2, for example will).

Damit die Lage des Streifens 110 den diagnostischen An forderungen angepaßt werden kann, muß die Frequenz des Oszillators 40 (Fig. 2) einstellbar sein. Damit die Breite dieses Bereiches geändert werden kann, muß die Bandbreite des 180°-Hochfrequenzimpulses HF 2 und/oder die Größe des während dieses Hochfrequenzimpulses wirksamen Gradienten Gy veränderbar sein.So that the position of the strip 110 can be adapted to the diagnostic requirements, the frequency of the oscillator 40 ( FIG. 2) must be adjustable. So that the width of this area can be changed, the bandwidth of the 180 ° high-frequency pulse HF 2 and / or the size of the gradient Gy effective during this high-frequency pulse must be changeable.

Fig. 5 zeigt die zeitliche Lage der Signale bei einem erfindungsgemäß modifizierten Verfahren zur Gewinnung von stimulierten Echosignalen. Dabei wird zunächst ein frequenzselektiver 90°-Hochfrequenzimpuls HF 1 erzeugt. Dieser Impuls ist nicht schichtselektiv, d.h. während seiner Dauer ist kein magnetisches Gradientenfeld wirksam. Der frequenzselektive Hochfrequenzimpuls ist ein binomialer Hochfrequenzimpuls, der aus vier Teilimpulsen besteht, deren zeitlicher Abstand und Mittenfrequenz so bemessen sind, daß im Untersuchungsbereich die Kern magnetisierung entweder nur im Fett oder im Wasser ange regt wird. Fig. 5 shows the timing of the signals at a inventively modified process for the recovery of stimulated echo signals. First, a frequency-selective 90 ° high-frequency pulse HF 1 is generated. This pulse is not slice-selective, ie no magnetic gradient field is effective during its duration. The frequency-selective high-frequency pulse is a binomial high-frequency pulse, which consists of four partial pulses, the time interval and center frequency of which are such that the core magnetization in the examination area is either only excited in fat or in water.

In dem zeitlichen Intervall zwischen diesem Hochfrequenz impuls HF 1, dessen Mitte bei t 1 liegt, und dem darauf zur Zeit t 2 folgenden zweiten Hochfreqenzimpuls HF 2 wird das magnetische Gradientenfeld Gy mit von Sequenz zu Sequenz geänderter Größe des (Präparations-) Gradienten einge schaltet. Der zweite Hochfrequenzimpuls HF 2 ist ebenfalls ein 90°-Impuls, jedoch wird er von einem magnetischen Gradientenfeld Gz begleitet, das jedoch schon zuvor mit umgekehrter Polarität eingeschaltet wird, so daß das zeitliche Integral über dieses Feld zur Zeit t 2 gerade den Wert Null hat. Zur Zeit t 3 folgt der dritte Hochfrequenz impuls HF 3, ebenfalls ein 90°-Impuls, der von einem magnetischen Gradientenfeld begleitet wird, dessen Gradient (Gy) in der gleichen Richtung verläuft wie der Präparationsgradient. Während der zweite Hochfrequenz impuls HF 2 die Schicht 100 definiert, wird durch diesen dritten Hochfrequenzimpuls HF 3 Lage und Ort des Streifens 110 (Fig. 4) bestimmt.In the time interval between this high-frequency pulse-HF 1, its center at t 1, and the fact at time t 2 following the second Hochfreqenzimpuls HF 2 is the magnetic gradient field Gy of sequence changed to sequence size (Präparations-) gradients switched . The second high-frequency pulse HF 2 is also a 90 ° pulse, but it is accompanied by a magnetic gradient field Gz , which, however, is previously switched on with reverse polarity, so that the time integral over this field at time t 2 has the value zero . At time t 3 follows the third high frequency pulse HF 3 , also a 90 ° pulse, which is accompanied by a magnetic gradient field, the gradient (Gy) of which runs in the same direction as the preparation gradient. While the second high-frequency pulse HF 2 defines the layer 100 , the position and location of the strip 110 ( FIG. 4) is determined by this third high-frequency pulse HF 3 .

Das stimulierte Echosignal tritt zur Zeit t 4 auf, wobei giltThe stimulated echo signal occurs at time t 4 , where

t 4 - t 3 = t 2 - t 1 t 4 - t 3 = t 2 - t 1

Der währenddessen eingeschaltete Meßgradient Gx, der senkrecht zu den mit dem zweiten und dem dritten Hochfrequenzimpuls verbundenen Gradienten verläuft, ist auch zwischen den beiden ersten Hochfrequenzimpulsen eingeschaltet, wobei das Integral über diesen Gradienten im Intervall von t 1 bis t 2 genauso groß sein muß, wie im Intervall von t 3 bis t 4. Nach dem dritten Hochfrequenz impuls HF 3 und während der Meßgradient Gx eingeschaltet wird, wird durch die Steuereinheit 15 der Takt oszillator 16 freigegeben (vergl. Fig. 2), so daß das stimulierte Echosignal durch die Analog-Digital-Wandler 65 und 66 in digitale Datenworte umgesetzt und im Speicher 14 als Folge von Datenworten gespeichert wird.The measuring gradient Gx which is switched on in the meantime and runs perpendicular to the gradients associated with the second and the third high-frequency pulse is also switched on between the first two high-frequency pulses, the integral over this gradient in the interval from t 1 to t 2 having to be as large as in the interval from t 3 to t 4 . After the third high frequency pulse HF 3 and while the measurement gradient Gx is switched on, the clock oscillator 16 is released by the control unit 15 (see FIG. 2), so that the stimulated echo signal by the analog-digital converter 65 and 66 into digital Data words are converted and stored in memory 14 as a sequence of data words.

Nachdem auf diese Weise bei sämtlichen Sequenzen - mit von Sequenz zu Sequenz in Stufen verändertem Präparations gradienten Gy - die auftretenden stimulierten Echosignale digitalisiert und gespeichert sind, erfolgt in der Rechen einheit 17 eine zweidimensinale Fourier-Transformation, aus der sich die Kernmagnetisierungsverteilung im Bereich 120 ergibt. Diese Kernmagnetisierungsverteilung wird auf dem Monitor 18 sichtbar gemacht. Diese Monitor darstellung kann derart erfolgen, daß der Bildbereich 120 genauso groß dargestellt wird, wie bei der Darstellung der gesamten Schicht; er kann jedoch auch so erfolgen, daß der Bereich 120 das gesamte Bild einnimmt. Es ergibt sich da durch eine Art von Zoom-Effekt.After the occurring stimulated echo signals have been digitized and stored in all sequences - with preparation gradient Gy changed from sequence to sequence in stages - a two-dimensional Fourier transformation takes place in computing unit 17 , from which the nuclear magnetization distribution in region 120 results . This nuclear magnetization distribution is made visible on the monitor 18 . This monitor display can be done in such a way that the image area 120 is displayed as large as when the entire layer is displayed; however, it can also be done so that area 120 occupies the entire image. It results from a kind of zoom effect.

Claims

1. Magnetic resonance imaging method for determining the spatial distribution of nuclear magnetization in a layer perpendicular to a first direction of an examination area, wherein in the presence of a homogeneous stationary magnetic field, a number of sequences act on an examination area, each sequence comprising at least two slice-selective high-frequency pulses, with outside the high-frequency pulses a magnetic field is switched on with a gradient running in a second direction perpendicular to the first direction, the size and / or duty cycle of which is changed from sequence to sequence, and following the high-frequency pulses in the presence of a magnetic field with a third an echo signal is received and sampled with respect to the gradient perpendicular to the first two directions, from which the distribution of the nuclear magnetization is reconstructed by means of a two-dimensional Fourier transformation, thereby indicates that a magnetic field with a gradient extending in the second direction is switched on during one of the high-frequency pulses and that the bandwidth of the one high-frequency pulse and / or the magnitude of the gradient of the associated magnetic field can be set, so that the nuclear magnetization is thereby adjustable in one part of the examination area is influenced.

2. The method according to claim 1, characterized in that the nuclear magnetic resonance signals ge are filtered so that only nuclear magnetic resonance signals within a preferably predeterminable frequency band for recon structure can be used.

3. The method according to any one of the preceding claims, characterized in that each sequence comprises a 90 ° high frequency pulse ( HF 1 ) in connection with a magnetic field (Gz) , the gradient of which extends in the first direction, that after the first high-frequency pulse 180 ° high-frequency pulse ( HF 2 ) in connection with a magnetic field with a gradient (Gy) effective in the second direction is switched on and that the spin echo signal is used for the reconstruction ( FIG. 3).

4. The method according to claim 1 or 2, characterized in that each sequence comprises three 90 ° high frequency pulses ( HF 2 , HF 3 ) that a magnetic field is associated with two of these 90 ° high frequency pulses, the gradient (Gz, Gy) during of one high-frequency pulse in the first and during the other high-frequency pulse in the second direction and that the stimulated-echo signal occurring after the third high-frequency pulse ( HF 3 ) is used for the reconstruction.

5. The method according to claim 4, characterized in that during the first 90 ° high frequency pulse, the magnetic field has no gradient points.

6. The method according to claim 5, characterized in that the first 90 ° radio frequency pulse is a frequency-selective pulse.

7. The method according to claim 6, characterized in that the first 90 ° radio frequency pulse is a binomial radio frequency pulse.

8. The method according to any one of claims 3 to 7, characterized in that the preparation gradient according to the first 90 ° high-frequency pulse is switched on.

9. The method according to any one of claims 3 to 8, characterized in that the magnetic field with that in the third direction gradient between the first and second radio frequency pulse and after last high-frequency pulse of the sequence is switched on and that the time course of the magnetic field is chosen so is that at a time interval from the last high frequency pulse, which is the time interval between the that corresponds to the first and the second high-frequency pulse Time integral over this gradient from the last high frequency pulse at the same value as that of time integral over this gradient between the first and the second radio frequency pulse.

10. Arrangement for performing the method according to a of claims 1 to 9, with a magnet for production of a homogeneous stationary magnetic field, a high frequency coil for generating high-frequency excitation pulses, gradient coils for generating magnetic Gradient fields with ver in different directions running gradient, a control device for Control of the time course with the gradients coils generated fields and a reconstruction unit for the reconstruction of the core magnetization distribution the nuclear magnetic resonance signals, characterized in that the control unit so is programmed during a high frequency pulse a magnetic field with a ver in a first direction current gradient is turned on that during a other high-frequency pulse a magnetic field with an in gradient in a second direction is switched and that when receiving a nuclear magnetic resonance signals a magnetic field with a in a third direction gradient is turned on, the three Directions are perpendicular to each other.