DE3824274A1 - Nuclear magnetic resonance examination method and arrangement for carrying out the method - Google Patents
Nuclear magnetic resonance examination method and arrangement for carrying out the methodInfo
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Abstract
Description
Die Erfindung betrifft ein Kernspinuntersuchungsverfahren, bei dem in Anwesenheit eines stationären Magnetfeldes eine Vielzahl von Sequenzen auf einen Untersuchungsbereich ein wirkt, von denen jede zu Beginn einer Teilsequenz mit mehreren gleichartigen nichtselektiven Hochfrequenzim pulsen enthält, der wenigstens ein weiterer Hochfrequenz impuls folgt sowie einer Anordnung zur Durchführung des Verfahrens.The invention relates to an MRI examination method, in the presence of a stationary magnetic field A large number of sequences in one examination area acts, each with at the beginning of a partial sequence several similar non-selective radio frequencies in the contains pulses, the at least one further high frequency impulse follows and an order to carry out the Procedure.
Bei der Kernspin-Spektroskopie ist bekanntlich ein starkes stationäres und sehr homogenes Magnetfeld erforderlich. Die Homogenität des Magnetfeldes hängt einerseits von dem Aufbau des Magneten ab, mit dem das Magnetfeld erzeugt wird, andererseits aber auch von Suszeptibilitätseffekten in dem untersuchten Patienten; dabei treten lokale Feld verzerrungen aufgrund unterschiedlicher magnetischer Suszeptibilität einzelner Gewebe im Körper des Patienten auf. Bei der volumenselektiven Spektroskopie, bei der ein bestimmtes Volumenelement in dem Körper einer spektrosko pischen Untersuchung unterzogen wird, wird das stationäre Magnetfeld in dem untersuchten Volumenbereich mit Hilfe der von Korrekturspulen erzeugten Magnetfelder möglichst homogen gemacht (shimming). Um die Homogenität des Magnet feldes beurteilen zu können, wird bei dem eingangs erwähn ten aus der Zeitschrift "Magnetic Resonance Imaging", Vol. 5, pp 301-306, 1987 bekannten Verfahren bei jeder Sequenz zunächst eine Teilsequenz mit drei 90°-Hoch frequenzimpulsen erzeugt, die voneinander einen bestimment zeitlichen Abstand haben. Nach dem dritten 90°-Hoch frequenzimpuls liefern - in Abhängigkeit von der magnetischen Feldstärke im Untersuchungsbereich - einige Volumenbereiche gar kein Signal, andere ein mehr oder weniger großes Signal. Bei den bekannten Verfahren wird die Sequenz noch durch einen nichtselektiven 180°-Hoch frequenzimpuls komplettiert, dem ein von Sequenz zu Sequenz in Stufen geänderter Phasencodierungsgradient vorausgeht und dem ein Meßgradient folgt. Dadurch kann die Kernmagnetisierung in einem scheibenförmigen Volumen abgebildet werden. In einer solchen Abbildung erscheinen einige Bereiche dunkel, während andere Bereiche mehr oder weniger hell wiedergegeben werden, und zwar in Abhängig keit von der Stärke des Magnetfeldes in dem abgebildeten Bereich. Die Homogenität des Magnetfeldes läßt sich damit auch auch quantitativ beurteilen.As is well known, nuclear spin spectroscopy requires a strong, stationary and very homogeneous magnetic field. The homogeneity of the magnetic field depends on the one hand on the structure of the magnet with which the magnetic field is generated, but on the other hand also on susceptibility effects in the patient examined; local field distortions occur due to different magnetic susceptibility of individual tissues in the patient's body. In the case of volume-selective spectroscopy, in which a certain volume element in the body is subjected to a spectroscopic examination, the stationary magnetic field is made as homogeneous as possible in the volume area examined with the aid of the magnetic fields generated by correction coils (shimming). In order to be able to assess the homogeneity of the magnetic field, in the method mentioned at the outset from the magazine "Magnetic Resonance Imaging", Vol. 5, pp 301-306, 1987, a partial sequence with three 90 ° high frequency pulses is initially used for each sequence generated that have a certain time interval from each other. After the third 90 ° high-frequency pulse - depending on the magnetic field strength in the examination area - some volume areas do not deliver any signal, others a more or less large signal. In the known methods, the sequence is completed by a non-selective 180 ° high-frequency pulse, which is preceded by a phase coding gradient changed in steps from sequence to sequence and which is followed by a measuring gradient. As a result, the nuclear magnetization can be imaged in a disk-shaped volume. In such an image, some areas appear dark, while other areas are displayed more or less brightly, depending on the strength of the magnetic field in the area shown. The homogeneity of the magnetic field can also be assessed quantitatively.
Das bekannte Verfahren gestattet aber nicht die schicht weise Abbildung eines dreidimensionalen Volumens und ist darüberhinaus empfindlich gegenüber Inhomogenitäten des Hochfrequenzfeldes.The known method does not allow the layer wise representation of a three-dimensional volume and is furthermore sensitive to inhomogeneities of the Radio frequency field.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein anderes Verfahren zur Darstellung von Bereichen gleicher magneti scher Feldstärke anzugeben. Diese Aufgabe wird ausgehend von einem Verfahren der eingangs genannten Art erfindungs gemäß dadurch gelöst, daß die Teilsequenz aus zwei 45°-Hochfrequenzimpulsen besteht, und daß die Teilsequenz aus zwei 45°-Hochfrequenzimpulsen besteht und daß der weitere Hochfrequenzimpuls ein schichtselektiver Hoch frequenzimpuls ist.The object of the present invention is another Process for representing areas of the same magneti field strength. This task is going out Invention by a method of the type mentioned solved according to that the partial sequence of two 45 ° high frequency pulses, and that the partial sequence consists of two 45 ° radio frequency pulses and that the another high frequency pulse a slice selective high frequency pulse is.
Die Erfindung nutzt ebenfalls die Tatsache aus, daß nach einem Hochfrequenzimpuls sich die Phase der einzelnen Magnetisierungskomponenten in Abhängigkeit von der lokalen magnetischen Feldstärke ändert. Daher gibt es nach dem zweiten 45°-Hochfrequenzimpuls einige Magnetisierungskom ponenten, die wieder in Richtung des homogenen Magnet feldes ausgerichtet sind, andere, die in einer dazu senkrechten Ebene liegen und wieder andere, die eine Zwischenstellung einnehmen. Wenn danach wenigstens ein schichtselektiver Hochfrequenzimpuls erfolgt, kann in an sich bekannter Weise eine Schicht des Körpers abgebildet werden. In den Bereichen der Schicht jedoch, in denen die Magnetisierungskomponente nach dem zweiten nichtselektiven 45°-Hochfrequenzimpuls in die Richtung des stationären Magnetfeldes zurückgekippt wurde, ergeben sich bei diesem Abbildungsverfahren keinerlei Kernresonanzsignale. Daher erscheinen diese Bereich in dem Bild dunkel, während die Bereiche, in denen die Magnetisierungskomponente in die zum stationären Magnetfeld senkrechte Ebeme gekippt wurde, hell erscheinen. Somit enthält das Kernspintomogramm ein dem normalen Schichtbild überlagertes Hell-Dunkel-Muster. Dabei ändert sich die magnetische Feldstärke von einem hellen Bereich bis zu einem benachbarten dunklen Bereich um einen Betrag, der von der magnetischen Feldstärke und dem Zeitraum zwischen den beiden 45°-Hochfrequenzimpulsen abhängt.The invention also takes advantage of the fact that after a radio frequency pulse the phase of each Magnetization components depending on the local magnetic field strength changes. Therefore after the second 45 ° high-frequency pulse some magnetization comm components that move back towards the homogeneous magnet field, others who are in one vertical plane and still others, one Take intermediate position. If at least after that layer-selective high-frequency pulse can occur in a layer of the body is mapped in a known manner will. In the areas of the layer where the Magnetization component after the second non-selective 45 ° radio frequency pulse in the direction of the stationary Magnetic field was tilted back, arise with this Imaging method no nuclear magnetic resonance signals. Therefore these areas appear dark in the image while the Areas in which the magnetization component enters the tilted perpendicular to the stationary magnetic field, appear bright. The magnetic resonance tomogram thus contains a light-dark pattern superimposed on the normal layer image. The magnetic field strength changes from one bright area to an adjacent dark area by an amount that depends on the magnetic field strength and the period between the two 45 ° RF pulses depends.
Das erfindungsgemäße Verfahren benötigt nur zwei 45°-Hoch frequenzimpulse. Die Hochfrequenzbelastung des Patienten ist also geringer als bei dem bekannten Verfahren. Ein weiterer Vorteil ist, daß dieses Verfahren unabhängig von der Homogenität des Hochfrequenzimpulses ist. Wenn in einem Volumenelement die Kernmagnetisierung durch den ersten 45°-Hochfrequenzimpuls nicht um 45° gekippt wird, sondern, z.B. um 40°, kann die Kernmagnetisierung durch den nachfolgenden 45°-Hochfrequenzimpuls wieder um 40° in die Richtung des stationären Magnetfeldes zurückgekippt werden. Aus diesem Bereich ergeben sich durch das weitere Anwendungsverfahren daher keine Kernresonanzsignale, und daher wird dieser Bereich nach wie vor als dunkel abgebildet. Zwar kann die Kernmagnetisierung durch die beiden Hochfrequenzimpulse nicht exakt in die zum stationären Magnetfeld senkrechte Ebene gekippt werden, doch ist die daraus resultierende Abnahme der Helligkeit vergleichsweise gering.The method according to the invention requires only two 45 ° high frequency pulses. The patient's radio frequency exposure is therefore less than in the known method. A Another advantage is that this method is independent of is the homogeneity of the radio frequency pulse. If in a volume element the nuclear magnetization by the first 45 ° high-frequency pulse is not tilted by 45 °, but, e.g. around 40 °, the nuclear magnetization by the subsequent 45 ° high-frequency pulse again by 40 ° in the Tipped back in the direction of the stationary magnetic field will. From this area arise from the further Application method therefore no nuclear magnetic resonance signals, and therefore this area is still considered dark pictured. The nuclear magnetization can be caused by the two high-frequency pulses not exactly in the stationary magnetic field tilted vertical plane, yet the resulting decrease in brightness comparatively low.
Im allgemeinen kann das erfindungsgemäße Verfahren nur zur Untersuchung von Bereichen des menschlichen Körpers ange wandt werden, in denen es eine dominante Spektralkom ponente gibt, typischerweise im Bereich des Gehirns. In den übrigen Teilen des menschlichen Körpers können hin gegen zwei Spektralkomponenten im gleichen Volumenelement enthalten sein, nämlich die von an Wasser einerseits und an Fett andererseits gebundenen Protonen erzeugten Spektralkomponenten, die einen Frequenzabstand von ca. drei ppm haben. Wenn für die Wasserkomponente in einem bestimmten Bereich gerade eine Auslöschung der Kern magnetisierung eintritt, kann in dem gleichen Bereich für die andere Komponente eine von Null verschiedene Kern magnetisierung verbleiben, so daß sich kein ausgeprägtes Hell-Dunkel-Muster ergibt. Dieser Effekt läßt sich nach einer Weiterbildung der Erfindung aber dadurch vermeiden, daß der zeitliche Abstand zwischen den beiden Hochfre quenzimpulsen einem ganzzahligen Vielfachen des Kehrwertes der Differenz zwischen den Larmorfrequenzen von Fett und Wasser entspricht.In general, the method according to the invention can only be used for Examination of areas of the human body in which there is a dominant spectral com component there, typically in the area of the brain. In the rest of the human body can go against two spectral components in the same volume element be included, namely that of water on the one hand and protons bound to fat, on the other hand Spectral components that have a frequency spacing of approx. have three ppm. If for the water component in one certain area just wiping out the core magnetization can occur in the same range for the other component is a non-zero core magnetization remain so that there is no pronounced Light-dark pattern results. This effect can be reduced avoid further development of the invention by that the time interval between the two Hochfre quenzimpulsen an integer multiple of the reciprocal the difference between the Larmor frequencies of fat and Water corresponds.
Die Erfindung wird nachstehend anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:The invention will now be described with reference to the drawing explained. Show it:
Fig. 1 ein Kernspinuntersuchungsgerät, mit dem das erfin dungsgemäße Verfahren ausführbar ist; Figure 1 is a magnetic resonance imaging device with which the inventive method is executable.
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 erfindungsgemäßen Sequenz und Fig. 3 shows the variation of various signals in an inventive sequence, and
Fig. 4 die Lage der Magnetisierungskomponenten in verschiedenen Phasen der Sequenz in einem mit der Larmor frequenz mitrotierenden Koordinatensystem. Fig. 4 shows the position of the magnetization components in different phases of the sequence in a coordinate system rotating with the Larmor frequency.
Der in Fig. 1 schematisch dargestellte Kernspintomograph enthält eine aus vier Spulen 1 bestehende Anordnung zur Erzeugung eines homogenen stationären Magnetfeldes, 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 konzen trisch angeordneten Spulen 1 können auf einer Kugelober fläche 2 angeordnet sein. Im Innern dieser Spulen befindet sich der zu untersuchende Patient 20.The magnetic resonance imaging apparatus shown schematically in Fig. 1 contains a four coils 1 for generating a uniform, steady magnetic field which may be on the order of a few tenths to a few T T. This field runs in the z direction of a Cartesian coordinate system. The z- axis concentrically arranged coils 1 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 Gra dientenfeld Gx erzeugen, dessen Gradient jedoch in x-Richtung verläuft. Ein in z-Richtung verlaufendes magne tisches Gradientenfeld Gy mit einem Gradienten in y-Richtung wird von vier Spulen 5 erzeugt, die mit den Spulen 7 identisch sein können, die jedoch diesen gegen über um 90° räumlich versetzt angeordnet sind. Von diesen Spulen 5 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. Furthermore, four coils 7 are provided, which also produce a magnetic gradient field Gx , which also runs in the z direction, but whose gradient runs 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 be identical to the coils 7 , but which are spatially offset from one another by 90 °. Only two of these coils 5 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 x,y,z-Koordinaten systems bildet, nur durch das stationäre homogene Magnet feld der Spulenanordnung 1 bestimmt. Weiterhin ist eine Hochfrequenzspule 11 symmetrisch zur Ebene z=0 des Koordinatensystems angeordnet, die so ausgebildet 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 modulierter Strom von einem Hochfrequenzgenerator zugeführt. - Im Anschluß an einen oder mehrere Hochfrequenzspule 11 zum Empfangen der durch Kernspinresonanz im Untersuchungsbereich erzeugten Echosignale. Stattdessen könnte aber auch eine gesonderte Hochfrequenzempfangsspule verwendet werden.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 is in the spherical center, which is also the coordinate origin of the mentioned Cartesian x, y, z coordinate system forms, determined only by the stationary homogeneous magnetic field of the coil assembly 1 . Furthermore, a high-frequency coil 11 is arranged symmetrically to the plane z = 0 of the coordinate system, which is designed in such a way that an essentially homogeneous high-frequency magnetic field is generated which extends in the x direction, ie perpendicular to the direction of the stationary homogeneous magnetic field. A high-frequency modulated current is supplied to the high-frequency coil from a high-frequency generator during each high-frequency pulse. - Following one or more high-frequency coil 11 for receiving the echo signals generated by nuclear magnetic resonance in the examination area. Instead, a separate radio frequency receiving coil could also be used.
Fig. 2 zeigt ein vereinfachtes Blockschaltbild dieses Kernspintomographen. Die Hochfrequenzspule 11 ist über eine Umschalteinrichtung 12 einerseits an einen Hochfre quenzgenerator 4 und andererseits an einen Hochfrequenz empfänger 6 angeschlossen. Fig. 2 is a simplified block diagram indicates this MRI apparatus. 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 Larmorfre quenz von Wasserstoffprotonen liefert. Die Larmorfre quenz f berechnet sich bekanntlich nach der Beziehung f=cB, wobei B die magnetische Flußdichte in dem statio nären homogenen Magnetfeld darstellt und c das gyromagne tische Verhältnis, das beispielsweise für Wasserstoffpro tonen 42, 56 MHz/T beträgt. Der Ausgang des Oszillators 40 ist mit einem Eingang einer Mischstufe 43 verbunden. Der Mischstufe 43 wird ein zweites Eingangssignal von einem Digital-Analog-Wandler 44 zugeführt, dessen Eingang mit einem digitalen Speicher 45 verbunden ist. Aus dem Speicher 45 wird - gesteuert durch eine Steuereinrich tung 15 - eine Folge von ein Hüllkurvensignal darstel lenden digitalen Datenworten ausgelesen. The high-frequency generator 4 contains a digitally controllable high-frequency oscillator 40 in its frequency, which delivers vibrations with a frequency equal to the Larmorfre frequency of hydrogen protons. The Larmor frequency f is known to be calculated according to the relationship f = cB , where B is the magnetic flux density in the stationary homogeneous magnetic field and c is the gyromagne table ratio, which is 42 , 56 MHz / T , for example for hydrogen protons. 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 input of which is connected to a digital memory 45 . Is from the memory 45 - tung by a controlled Steuereinrich 15 - read out a sequence of an envelope signal depicting lumbar digital data words.
Die Mischstufe 43 verarbeitet die ihr zugeführten Eingangssignale 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 frequenzleistungsverstärker 47 zugeführt, dessen Ausgang mit dem Umschalter in Richtung 12 verbunden ist. Dieser 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 changeover switch in the direction 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 die in der Hochfrequenzspule 11 induzierten, durch Kernspin resonanz hervorgerufenen Echosignale zugeführt werden, wenn die Umschalteinrichtung 12 entsprechend gesteuert ist. Der Verstärker besitzt einen von der Steuereinrich tung 15 gesteuerten Stummschalteingang, über den er ge sperrt werden kann, so daß die Verstärkung praktisch Null ist. Der Ausgang des Verstärkers 60 ist mit den ersten Eingängen zweier multiplikativer Mischstufen 61 und 62 verbunden, die jeweils ein dem Produkt ihrer Eingangs signale entsprechendes Ausgangssignal 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 Eingängen eine Phasenverschie bung von 90° besteht. Diese Phasenverschiebung wird mit Hilfe eines 90°-Phasendrehgliedes 48 erzeugt, dessen Ausgang mit dem Eingang der Mischstufe 62 und dessen Ein gang mit dem Eingang der Mischstufe 61 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 signals induced in the high-frequency coil 11 , caused by nuclear magnetic resonance, are supplied if the switching device 12 is controlled accordingly. The amplifier has a mute input controlled by the Steuereinrich 15 , through which it can be locked ge, so that the gain is practically zero. The output of amplifier 60 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 rotating element 48 , the output of which is connected to the input of the mixing stage 62 and the input of which is connected to the input of the mixing stage 61 to the output of the oscillator 40 .
Die Ausgangssignale der Mischstufe 61 und 62 werden über Tiefpässe 63 und 64, die die vom Oszillator 40 gelieferte Frequenz sowie alle darüber liegenden Frequenzen unter drücken und niederfrequente Anteile durchlassen, je einem Analog-Digital-Wandler 65 bzw. 66 zugeführt. Dieser setzt die analogen Signale der einen Quadratur-Demodulator bildendenden 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 Meß intervall die von der Hochfrequenzspule 11 gelieferten, in den Niederfrequenzbereich transponierten Signale in eine Folge digitaler Datenworte umgesetzt und in dem Speicher 14 gespeichert werden können.The output signals of the mixer 61 and 62 are each fed to an analog-to-digital converter 65 and 66 via low-pass filters 63 and 64 , which suppress the frequency supplied by the oscillator 40 and all frequencies above and pass through low-frequency components. This converts 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-digital converter 65 and 66 and the memory 14 receive their clock pulses from a clock pulse generator 16 , which can be blocked or released via a control line from the control device 15 , so that only in a measuring interval defined by the control device 15 the of the high-frequency coil 11 , transposed into the low-frequency range, can be converted into a sequence of digital data words and stored in the memory 14 .
Die drei Spulenanordnungen 3, 5 und 7 werden von Strom generatoren 23, 25 und 27 jeweils mit einem Strom versorgt, dessen zeitlicher Verlauf durch die Steuer einheit 15 steuerbar ist. Die im Speicher 14 gespeicherten Datenworte bzw. Abtastwerte werden einem Rechner 17 zuge führt, der daraus die räumliche Verteilung der Kernmagne tisierung in der untersuchten Schicht ermittelt und die ermittelte Verteilung an einer geeigneten Wiedergabeein heit, z.B. einem Monitor 18, ausgibt.The three coil assemblies 3 , 5 and 7 are each supplied by current generators 23 , 25 and 27 with a current whose course over time can be controlled by the control unit 15 . The data words or samples stored in the memory 14 are fed to a computer 17 , which determines the spatial distribution of the core magnetization in the layer under investigation and outputs the determined distribution to a suitable reproduction unit, for example a monitor 18 .
Fig. 3 zeigt den zeitlichen Verlauf der von der Hochfre quenzspule 11 und den Gradientenspulen 3, 5 und 7 erzeug ten Signale und die Lage des Meßzeitraumes, währenddessen das Kernresonanzsignal erfaßt wird. Fig. 3 shows the timing of the Hochfre frequency coil 11 and the gradient coils 3 , 5 and 7 generated signals and the location of the measurement period, during which the nuclear magnetic resonance signal is detected.
In der ersten Zeile von Fig. 3 ist der zeitliche Verlauf der Hochfrequenzimpulse dargestellt. Der erste Hochfre quenzimpuls HF 1 ist ein nichtselektiver 45°-Hochfrequenz impuls, d.h., während dieses Hochfrequenzimpulses ist kein magnetisches Gradientenfeld eingeschaltet und die Kern magnetisierung wird in dem Untersuchungsbereich um einen Winkel von 45° aus der Richtung des homogenen stationären Magnetfeldes gekippt. Die Bandbreite dieses Hochfrequenz impulses ist genügend groß, um die Kernmagnetisierung in dem gesamten, von der Hochfrequenzspule 11 erfaßten Untersuchungsbereich anzuregen.In the first line of Fig. 3, the time course of the radio frequency pulses is shown. The first high-frequency pulse HF 1 is a non-selective 45 ° high-frequency pulse, ie, no magnetic gradient field is switched on during this high-frequency pulse and the core magnetization is tilted in the examination area by an angle of 45 ° from the direction of the homogeneous stationary magnetic field. The bandwidth of this high-frequency pulse is large enough to excite the nuclear magnetization in the entire examination area detected by the high-frequency coil 11 .
Fig. 4a zeigt die Kernmagnetisierung M unmittelbar nach dem ersten Hochfrequenzimpuls HF 1 in einem mit der Larmor frequenz (bzw. der mittleren Frequenz des Hochfrequenz impulses) mitrotierendem Koordinatensystem. Man erkennt, daß die gesamte Kernmagnetisierung M einen Winkel von 45° mit der Richtung z′ des stationären homogenen Magnetfeldes einschließt. Da auch zwischen dem ersten und dem zweiten Hochfrequenzimpuls kein magnetisches Gradientenfeld wirk sam ist, würde die Kernmagnetisierung auch unmittelbar vor Beginn des zweiten Hochfrequenzimpulses noch die gleiche Lage in dem Koordinatensystem haben - wenn das stationäre Magnetfeld wirklich exakt homogen und die Mittenfrequenz des Hochfrequenzimpulses gleich der Lamorfrequenz im Untersuchungsbereich wäre. Dies ist in der Praxis aber kaum erreichbar. An einigen Stellen ist das stationäre Magnetfeld stärker, und infolgedessen ist dort die Larmor frequenz größer. An anderen Stellen ist das stationäre Magnetfeld schwächer als sein Nennwert, und die Larmor frequenz ist entsprechend niedriger. Fig. 4a, the nuclear magnetization M (the high-frequency pulse or the mean frequency) shows immediately after the first RF pulse RF 1 in a co-rotating at the Larmor frequency coordinate system. It can be seen that the entire nuclear magnetization M includes an angle of 45 ° with the direction z 'of the stationary homogeneous magnetic field. Since no magnetic gradient field is effective between the first and the second high-frequency pulse, the nuclear magnetization would still have the same position in the coordinate system immediately before the start of the second high-frequency pulse - if the stationary magnetic field was really exactly homogeneous and the center frequency of the high-frequency pulse was equal to the Lamor frequency would be in the investigation area. In practice, however, this is hardly achievable. In some places the stationary magnetic field is stronger and as a result the Larmor frequency is higher there. In other places, the stationary magnetic field is weaker than its nominal value, and the Larmor frequency is correspondingly lower.
Die Magnetisierung M dephasiert infolgedessen, wobei die einzelnen, einem unterschiedlich starken Magnetfeld ausge setzten Magnetisierungskomponenten, in der Mantelfläche eines mit seiner Spitze im Koordinatenursprung befind lichen Kegelmantels liegen. Dies ist in Fig. 4b für einen Zeitpunkt unmittelbar vor dem zweiten Hochfrequenzimpuls HF 2 für vier verschiedene Magnetisierungskomponenten dargestellt. Man erkennt eine Komponente M 0, die - zumindest in diesem Moment - die gleiche Lage hat, wie die Magnetisierungskomponente M in Fig. 4a. Eine andere Komponente M 1 ist gegenüber dieser Komponente um 180° in der Phase versetzt (räumlich hingegen nur um den Öffnungs winkel des Kegelmantels). Andere Komponenten der Magnetisierung, beispielsweise die Komponenten M 2 und M 3, liegen in der Kegelmantelfläche außerhalb der Ebene X′, = 0.As a result, the magnetization M dephases, with the individual magnetization components exposed to a different magnetic field lying in the lateral surface of a conical jacket located at its tip in the coordinate origin. This is shown in FIG. 4b for a point in time immediately before the second high-frequency pulse HF 2 for four different magnetization components. A component M 0 can be seen which - at least at this moment - has the same position as the magnetization component M in FIG. 4a. Another component M 1 is offset in phase from this component by 180 ° (spatially, however, only by the opening angle of the cone shell). Other components of the magnetization, for example the components M 2 and M 3 , lie in the conical surface outside the plane X ′ , = 0.
Auf die in Fig. 4b dargestellten Komponenten der Kernmagnetisierung wirkt zur Zeit T nach dem ersten Hoch frequenzimpuls HF 1 der zweite Hochfrequenzimpuls HF 2 ein, der ebenfalls ein nichtselektiver 45°-Hochfrequenzimpuls ist und den gleichen zeitlichen Verlauf aufweist wie der erste Hochfrequenzimpuls. Dieser Hochfrequenzimpuls bewirkt, daß der durch die Magnetisierungskomponenten definierte Kegelmantel der Fig. 4b um 45° um die x-Achse gekippt wird. Fig. 4c zeigt die Situation unmittelbar nach dem zweiten Hochfrequenzimpuls. Die Kernmagnetisierungs komponente M 0 verläuft dann in y′-Richtung - sie schließt mit der Richtung des homogenen stationären Magnetfeldes also einen Winkel von 90° ein, während die Komponente M 1 in Richtung des stationären Feldes verläuft. Die Komponenten M 2 und M 3 befinden sich außerhalb der genannten Ebene und außerhalb der Achse z′.On the components of the nuclear magnetization shown in Fig. 4b acts at time T after the first high-frequency pulse HF 1, the second high-frequency pulse HF 2 , which is also a non-selective 45 ° high-frequency pulse and has the same time profile as the first high-frequency pulse. This high-frequency pulse causes the cone jacket of FIG. 4b defined by the magnetization components to be tilted by 45 ° around the x axis. Fig. 4c shows the situation immediately after the second rf pulse. The nuclear magnetization component M 0 then runs in the y 'direction - it includes an angle of 90 ° with the direction of the homogeneous stationary magnetic field, while the component M 1 runs in the direction of the stationary field. The components M 2 and M 3 are outside the plane mentioned and outside the axis z '.
Jede Sequenz umfaßt außer den beiden eine Teilsequenz bil denden Hochfrequenzimpulsen HF 1 und HF 2 noch einen dritten Hochfrequenzimpuls HF 3. Dabei handelt es sich um einen schichtselektiven 180°-Hochfrequenzimpuls. Das heißt, während dieses Hochfrequenzimpulses ist ein magnetisches Gradientenfeld wirksam - in diesem Fall das Feld Gz, weil der Stromgenerator 23 einen Strom mit geeignetem zeit lichen Verlauf an die Spulen 3 liefert. Dieser Hoch frequenzimpuls beeinflußt daher nur die Kernmagnetisierung in einer Schicht, deren Lage durch die Mittenfrequenz des Hochfrequenzimpulses und deren Dicke durch die Bandbreite dieses Hochfrequenzimpulses und die Größe des Gradienten des magnetischen Gradientenfeldes Gz bestimmt wird. Der zeitliche Verlauf des magnetischen Gradientenfeldes Gz ist in der zweiten Zeile von Fig. 3 dargestellt.Each sequence comprises, in addition to the two high-frequency pulses HF 1 and HF 2 forming a partial sequence, a third high-frequency pulse HF 3 . It is a slice-selective 180 ° high-frequency pulse. That is, a magnetic gradient field is effective during this high-frequency pulse - in this case the field Gz , because the current generator 23 supplies a current with a suitable time course to the coils 3 . This high-frequency pulse therefore only affects the nuclear magnetization in a layer, the position of which is determined by the center frequency of the high-frequency pulse and its thickness by the bandwidth of this high-frequency pulse and the size of the gradient of the magnetic gradient field Gz . The time course of the magnetic gradient field Gz is shown in the second line of FIG. 3.
Zwischen dem zweiten und dem dritten Hochfrequenzimpuls werden noch zwei weitere magnetische Gradientenfelder ein- und ausgeschaltet. Das eine magnetische Gradientenfeld (Gy) - der sogenannte Phasencodierungsgradient - hat eine Amplitude, die von Sequenz zu Sequenz stufenweise geändert wird (vergl. dritte Zeile). Der Gradient des anderen magnetischen Gradientenfeldes (Gx) verläuft senkrecht zu den Gradienten der beiden anderen Felder Gy und Gz und hat bei allen Sequenzen die gleiche Dauer und Amplitude (vierte Zeile). Die drei magnetischen Gradientenfelder Gx, Gy und Gz bewirken darüberhinaus, daß die Kern magnetisierung in dem Untersuchungsbereich außerhalb der durch den Hochfrequenzimpuls HF 3 beeinflußten Schicht dephasiert wird. Sie kann daher keinen Beitrag zu der nach dem Hochfrequenzimpuls HF 3 auftretenden Spin-Echosignal liefern.Between the second and the third high-frequency pulse, two further magnetic gradient fields are switched on and off. One magnetic gradient field (Gy) - the so-called phase coding gradient - has an amplitude that is changed step by step from sequence to sequence (cf. third line). The gradient of the other magnetic gradient field (Gx) runs perpendicular to the gradients of the other two fields Gy and Gz and has the same duration and amplitude (fourth line) in all sequences. The three magnetic gradient fields Gx, Gy and Gz also cause the core magnetization in the examination area outside the layer influenced by the high-frequency pulse HF 3 to be dephased. It can therefore not make any contribution to the spin echo signal occurring after the high-frequency pulse HF 3 .
Nach dem Hochfrequenzimpuls HF 3 wird das magnetische Gradientenfeld Gx - der Meßgradient - mit solcher Amplitude und zeitlicher Lage ein- und ausgeschaltet, daß zu einem Zeitpunkt, dessen zeitlicher Abstand vom Hoch frequenzimpuls HF 3 den zeitlichen Abstand zwischen den Hochfrequenzimpulsen HF 2 und HF 3 entspricht, das Integral über das magnetische Gradientenfeld Gx vom Ende des dritten Hochfrequenzimpulses HF 3 bis zu diesem Zeitpunkt den gleichen Wert hat wie das zeitliche Integral über denselben Gradienten im Zeitintervall zwischen den Hoch frequenzimpulsen HF 2 und HF 3. Das um diesen Zeitpunkt herum auftretende Kernresonanzsignal wird von der dann mit dem Empfänger 6 (Fig. 2) gekoppelten Hochfrequenz spule (11) aufgenommen und von den Digital-Analog- Wandlern 65 und 66 digitalisiert und in den Speicher 14 überführt. Damit diese Verarbeitung stattfinden kann, muß in dem betreffenden Zeitraum die Steuereinheit 15 den Taktimpulsgenerator 16 freigeben (das Freigabesignal ist in der letzten Zeile von Fig. 3 dargestellt), so daß die Taktimpulse dieses Generators die Analog-Digital- Wandler 65 und 66 sowie den Speicher 14 erreichen.The measuring gradient - - after the high frequency pulse HF 3 the magnetic gradient field Gx is with such amplitude and temporal position turned on and off, that at a time point whose distance in time from the high frequency pulse HF 3 corresponds to the time interval between the rf pulses RF 2 and RF 3 , The integral over the magnetic gradient field Gx from the end of the third high-frequency pulse HF 3 to this time has the same value as the time integral over the same gradient in the time interval between the high-frequency pulses HF 2 and HF 3 . The nuclear magnetic resonance signal occurring around this time is picked up by the radio frequency coil ( 11 ) then coupled to the receiver 6 ( FIG. 2) and digitized by the digital-to-analog converters 65 and 66 and transferred to the memory 14 . In order for this processing to take place, the control unit 15 must release the clock pulse generator 16 (the release signal is shown in the last line of FIG. 3) in the period in question, so that the clock pulses of this generator are the analog-digital converters 65 and 66 as well as the Reach memory 14 .
Die beschriebene Sequenz wird periodisch wiederholt, wobei lediglich die Amplitude des Phasencodierungsgradienten von Sequenz zu Sequenz stufenweise geändert wird, während alle übrigen Parameter sequenzunverändert bleiben.The sequence described is repeated periodically, whereby only the amplitude of the phase encoding gradient of Sequence to sequence is changed gradually while all other parameters remain unchanged in sequence.
Wie schon in Verbindung mit Fig. 4c erläutert, liegt die Magnetisierungskomponente M 0 nach dem zweiten Hoch frequenzimpuls HF 2 in der x-y-Ebene, d.h., für diese Komponente bzw. für alle Teile des Untersuchungsbereiches, in denen das stationäre Magnetfeld ein solches Magnetfeld hat, daß die Kernmagnetisierung dort die in Fig. 4c darge stellte Lage von M 0 einnimmt, wirken die beiden aufeinanderfolgenden Hochfrequenzimpulse HF 1 und HF 2 wie ein 90°-Impuls. In Verbindung mit dem darauf folgenden schichtselektiven Hochfrequenzimpuls HF 3 ergibt sich daraus eine Spin-Echo-Sequenz, so daß die Kernmagneti sierung in den genannten Bereichen in der Schicht in bekannter Weise bestimmt werden kann. Die für diesen Bereich berechnete Kernmagnetisierungsverteilung kann in üblicher Weise dargestellt werden und entspricht in diesem Bereich den üblichen Kernspintomogrammen.As already explained in connection with FIG. 4c, the magnetization component M 0 after the second high-frequency pulse HF 2 lies in the xy plane, ie for this component or for all parts of the examination area in which the stationary magnetic field has such a magnetic field That the nuclear magnetization there assumes the position of M 0 shown in FIG. 4c, the two successive high-frequency pulses HF 1 and HF 2 act like a 90 ° pulse. In conjunction with the subsequent slice-selective high-frequency pulse HF 3, this results in a spin-echo sequence, so that the nuclear magnetization in the areas mentioned in the layer can be determined in a known manner. The nuclear magnetization distribution calculated for this area can be represented in the usual way and corresponds to the usual magnetic resonance tomograms in this area.
Wie sich aus Fig. 4c ergibt, bewirken die beiden Hochfre quenzimpulse HF 1 und HF 2 in einigen Teilen des Unter suchungsbereiches eine Wiederausrichtung der Magneti sierungskomponenten (z.B. M 1) mit dem stationären Magnet feld, keine Wirkung. Diese Bereiche tragen daher nichts zu dem erfaßten Spin-Echosignal bei und erscheinen in der daraus abgeleiteten Verteilung der Kernmagnetisierung dunkel. Die Bereiche, die den Komponenten M 2 und M 3 zuge ordnet sind, erscheinen nicht ganz dunkel, aber auch nicht ganz hell.As can be seen from Fig. 4c, the two high-frequency pulses HF 1 and HF 2 cause reorientation of the magnetization components (eg M 1 ) with the stationary magnetic field in some parts of the investigation area, no effect. These areas therefore contribute nothing to the detected spin echo signal and appear dark in the nuclear magnetization distribution derived therefrom. The areas that are assigned to the components M 2 and M 3 do not appear completely dark, but also not quite bright.
Es ergibt sich somit ein Kernspintomogramm mit abwechselnd hellen und dunklen Streifen. Es läßt sich zeigen, daß sich dabei die magnetische Flußdichte in einem hellen Streifen von der magnetischen Flußdichte in einem benachbarten dunklen Streifen um einen Wert dB unter scheidet, für den die Beziehung gilt:The result is a magnetic resonance tomogram with alternating light and dark stripes. It can be shown that the magnetic flux density in one light stripe differs from the magnetic flux density in an adjacent dark stripe by a value dB for which the relationship applies:
Dabei ist c das gyromagnetische Verhältnis, B die magnetische Flußdichte und T der zeitliche Abstand zwischen den beiden Hochfrequenzimpulsen HF 1, HF 2 der Teilsequenz. Mit T=20 ms und B=2 Tesla ergibt sich ein Wert dB/B=0,3×10-6, d.h. schon relative Abweichungen der Feldstärke von 0,3 ppm werden in dem auf die geschilderte Weise erzeugten Kernspintomogramm sichtbar.Here, c is the gyromagnetic ratio, B the magnetic flux density and T the time interval between the two high-frequency pulses HF 1 , HF 2 of the partial sequence. With T = 20 ms and B = 2 Tesla, a value of dB / B = 0.3 × 10 -6 results, ie even relative deviations of the field strength of 0.3 ppm are visible in the magnetic resonance tomogram generated in the manner described.
In dem durch die Hochfrequenzimpulse beaufschlagbaren Un tersuchungsbereiche befinden sich in der Regel unter schiedliche Gewebearten des Patienten, die die Hoch frequenzenergie in unterschiedlicher Weise dämpfen. Dies hat zur Folge, daß der Winkel, um den ein Hochfrequenz impuls die Kernmagnetisierung kippen kann, nicht überall im Untersuchungsbereich gleich ist. Diese Inhomogenität eines Hochfrequenzimpulses, d.h. die Ortsabhängigkeit des Winkels, um den die Kernmagnetisierung im Untersuchungs bereich gekippt wird, ist umso ausgeprägter, je höher die Frequenz des Hochfrequenzimpulses ist und damit auch, je stärker das stationäre homogene Magnetfeld ist. In the Un acted upon by the high frequency pulses Research areas are usually located under different tissue types of the patient, the high attenuate frequency energy in different ways. This has the consequence that the angle at which a radio frequency impulse can tilt the nuclear magnetization, not everywhere is the same in the examination area. This inhomogeneity a radio frequency pulse, i.e. the location dependency of the Angle by which the nuclear magnetization in the examination range is tilted, the more pronounced the higher the Frequency of the high-frequency pulse is and therefore, depending the stationary homogeneous magnetic field is stronger.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren stört diese Inhomoge nität des Hochfrequenzimpulses praktisch nicht. Zwar wird dann die Kernmagnetisierung an einigen Stellen des Unter suchungsbereiches nicht um 45° gekippt, sondern z.B. um 40°, und dementsprechend werden sich die durch die Abwei chungen im stationären Magnetfeld bedingten dephasierten Magnetisierungskomponenten nicht auf einem Kegelmantel mit einem Öffnungswinkel von 45° befinden, sondern auf einem Kegelmantel mit einem Öffnungswinkel von 40°, jedoch wird dieser Bereich durch den zweiten Hochfrequenzimpuls in gleicher Weise beeinflußt, so daß der Kegel der Magne tisierungskomponenten auch nur um 40° gekippt wird und wieder eine Komponente - wie die Komponente M 1 in Fig. 4c - in Richtung des stationären Magnetfeldes verläuft. Die dunklen Streifen bleiben in diesem Falle also erhalten.In the method according to the invention, this inhomogeneity of the radio-frequency pulse practically does not interfere. The nuclear magnetization is then not tilted by 45 ° at some points in the examination area, but, for example, by 40 °, and accordingly the dephased magnetization components caused by the deviations in the stationary magnetic field will not be on a cone jacket with an opening angle of 45 °, but on a cone jacket with an opening angle of 40 °, but this area is affected by the second high-frequency pulse in the same way, so that the cone of the magnetizing components is only tilted by 40 ° and again a component - like component M 1 in Fig . 4c - extends in the direction of the stationary magnetic field. In this case, the dark stripes are retained.
An den Stellen, an denen die Magnetisierung nur um 40° gekippt wird, wirken die beiden Hochfrequenzimpulse HF 1 und HF 2 dann zwar nicht mehr für einige Komponenten als 90°-Impuls, sondern nur noch als 80°-Hochfrequenzimpuls, jedoch bewirkt dies nur eine relativ geringe Helligkeits änderung in dem so erzeugten Kernspintomogramm.At the points where the magnetization is only tilted by 40 °, the two high-frequency pulses HF 1 and HF 2 then no longer act as a 90 ° pulse for some components, but only as an 80 ° high-frequency pulse, but this only has the effect a relatively small change in brightness in the magnetic resonance tomogram thus generated.
Die vorstehenden Erläuterungen zeigen, daß es nicht darauf ankommt, daß die beiden Hochfrequenzimpulse HF 1 und HF 2 die Kernmagnetisierung exakt um 45° kippen, sondern daß auch größere oder kleinere Winkel zulässig sind. Bei kleineren Winkeln ergeben sich jedoch kleinere Spin-Echo- Signale- also ein dunkleres Bild, während größere Winkel eine höhere Belastung des patienten mit sich bringen. Außerdem hat ein größerer Winkel zur Folge, daß sich das Kernspintomogramm in der Mitte zwischen zwei dunklen Streifen ebenfalls verdunkelt und daß sich ein stärkerer Einfluß von Inhomogenitäten des Hochfrequenzmagnetfeldes ergibt. The above explanations show that it is not important that the two high-frequency pulses HF 1 and HF 2 tilt the nuclear magnetization exactly by 45 °, but that larger or smaller angles are also permissible. At smaller angles, however, there are smaller spin echo signals - that is, a darker image, while larger angles are more stressful for the patient. In addition, a larger angle means that the magnetic resonance tomogram also darkens in the middle between two dark stripes and that there is a greater influence of inhomogeneities in the high-frequency magnetic field.
Die Frequenz der Hochfrequenzimpulse entspricht in der Regel der Larmorfrequenz von Wasserstoffprotonen. Die Larmorfrequenz von an Fett gebundenen Wasserstoffprotonen weicht jedoch von der Larmorfrequenz von an Wasser gebundenen Wasserstoffprotonen ab - um etwa 3,3 ppm. Dies führt dazu, daß nach dem ersten Hochfrequenzimpuls die einzelnen Kernmagnetisierungskomponenten nicht nur deshalb dephasieren, weil sie einem unterschiedlich starken Magnetfeld ausgesetzt sind, sondern auch deshalb, weil sie von unterschiedlich gebundenen (an Fett oder an Wasser) Wasserstoffprotonen herrühren. Wenn der Untersuchungs bereich daher an der gleichen Stelle Fett und Wasser enthält, kann es vorkommen, daß beispielsweise die Fett komponente der Kernmagnetisierung entsprechend dem Vektor M 0 und die Wasserkomponente entsprechend dem Vektor M 1 verläuft. In diesem Fall wird an der betreffenden Stelle nach dem zweiten Hochfrequenz impuls HF 2 zwar die eine Kernmagnetisierungskomponente (von Wasser) verschwinden, die andere (von Fett) jedoch nicht. Die betreffende Stelle wird also im Kernspintomo gramm nicht dunkel erscheinen. Im allgemeinen ist das erfindungsgemäße Verfahren daher nur für solche Körper regionen anwendbar, in denen Fett und Wasser auch räumlich getrennt sind.The frequency of the high-frequency pulses usually corresponds to the Larmor frequency of hydrogen protons. However, the Larmor frequency of hydrogen protons bound to fat differs from the Larmor frequency of hydrogen protons bound to water - by about 3.3 ppm. This leads to the fact that the individual nuclear magnetization components dephase after the first high-frequency pulse not only because they are exposed to a magnetic field of different strength, but also because they originate from hydrogen protons bound differently (to fat or to water). If the examination area therefore contains fat and water in the same place, it can happen that, for example, the fat component of the nuclear magnetization corresponds to the vector M 0 and the water component corresponds to the vector M 1 . In this case, one nuclear magnetization component (of water) will disappear at the point in question after the second high-frequency pulse HF 2 , but the other (of fat) will not. The position in question will not appear dark in the MRI program. In general, the method according to the invention can therefore only be used for regions of the body in which fat and water are also spatially separated.
Jedoch ist es auch möglich, dieses Verfahren auf Körper regionen anzuwenden, in denen Fett und Wasser nicht getrennt sind, wenn der Zeitraum T zwischen zwei Hochfre quenzimpulsen die Beziehung erfüllt:However, it is also possible to apply this method to regions of the body in which fat and water are not separated if the period T between two high-frequency pulses fulfills the relationship:
Dabei ist n eine ganze Zahl, ff die Larmorfrequenz von Fett und f w die Larmorfrequenz von Wasser. In diesem Fall ergeben sich in dem Zeitraum T für die Kernresonanzsignale von Fett nämlich genau n ganze Schwingungen weniger als für Wasser, so daß für das gleiche Volumenelement sich die Kernmagnetisierungsvektoren in der gleichen Phase befinden. Bei einer magnetischen Flußdichte von 2T beträgt die Grenzfrequenz rund 281 Hz, so daß die Bedingung erfüllt ist, wenn die Zeit zwischen den beiden Hoch frequenzimpulsen etwa 3,56 ms oder ein ganzzahliges Viel faches davon beträgt.Here n is an integer, ff the Larmor frequency of fat and f w the Larmor frequency of water. In this case, result in the period T for the nuclear magnetic resonance signals from fat namely exactly n all vibrations so that the nuclear magnetization vectors are less than for water, for the same volume element in the same phase. With a magnetic flux density of 2 T , the cut-off frequency is around 281 Hz, so that the condition is fulfilled if the time between the two high-frequency pulses is about 3.56 ms or an integer multiple thereof.
Wenn die Phasenlage des zweiten Hochfrequenzimpulses gegenüber der des ersten 180° gedreht wird (indem bei spielsweise das Signal des Oszillators 40 beim zweiten Hochfrequenzimpuls auf nicht näher dargestellte Weise invertiert wird), dann wird dadurch der in Fig. 4b darge stellte Kegel nicht nach rechts, sondern nach links gekippt. In diesem Fall weist nach dem zweiten Hochfre quenzimpuls die Komponente M 0 in Richtung des stationären Magnetfeldes, während die Komponente M 1 senkrecht dazu verläuft. Für das Kernspintomogramm bedeutet dies gegen über dem zuerst erwähnten Fall lediglich, daß die hellen und dunklen Zonen miteinander vertauscht werden; einen weiteren Einfluß hat die Änderung der phasenlage des zweiten Hochfrequenzimpulses in bezug auf die Phasenlage des ersten aber nicht.If the phase position of the second high-frequency pulse is rotated with respect to that of the first 180 ° (for example by inverting the signal of the oscillator 40 at the second high-frequency pulse in a manner not shown in more detail), then the cone shown in FIG. but tilted to the left. In this case, after the second high-frequency pulse, the component M 0 points in the direction of the stationary magnetic field, while the component M 1 runs perpendicular to it. For the MRI, compared to the first case mentioned, this only means that the light and dark zones are interchanged; however, the change in the phase position of the second high-frequency pulse has no further influence with respect to the phase position of the first.
Vorstehend wurde davon ausgegangen, daß die beiden Hoch frequenzimpulse HF 1 und HF 2 der Teilsequenz durch einen schichtselektiven 180°-Hochfrequenzimpuls zu einer Spin- Echosequenz ergänzt werden. Jedoch können anstelle des schichtselektiven 180°-Hochfrequenzimpulses ein oder mehrere andere schichtselektive Hochfrequenzimpulse verwendet werden, die zusammen mit dem durch die Teilse quenz bewirkten 90°-Hochfrequenzimpuls eine Abbildungsse quenz ergeben; beispielsweise können der Teilsequenz zwei 90°-Hochfrequenzimpulse nachfolgen, von denen wenigstens einer schichtselektiv ist, so daß sich eine stimulierte Echosequenz ergibt.It was assumed above that the two high-frequency pulses HF 1 and HF 2 of the partial sequence are supplemented by a layer-selective 180 ° high-frequency pulse to form a spin echo sequence. However, instead of the slice-selective 180 ° high-frequency pulse, one or more other slice-selective high-frequency pulses can be used, which together with the 90 ° high-frequency pulse caused by the partial sequence result in an imaging sequence; For example, the partial sequence can be followed by two 90 ° high-frequency pulses, at least one of which is slice-selective, so that a stimulated echo sequence results.
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|---|---|---|---|
| DE19883824274 DE3824274A1 (en) | 1988-07-16 | 1988-07-16 | Nuclear magnetic resonance examination method and arrangement for carrying out the method |
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|---|---|
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Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1993002618A1 (en) * | 1991-08-09 | 1993-02-18 | General Electric Company | Nmr pulse sequence with burst rf excitation pulses having separately controlled phase |
-
1988
- 1988-07-16 DE DE19883824274 patent/DE3824274A1/en not_active Withdrawn
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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