DE3856546T2

DE3856546T2 - Bilderzeugungssystem mittels magnetischer Resonanz

Info

Publication number: DE3856546T2
Application number: DE3856546T
Authority: DE
Inventors: Shigehide Kuhara
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1987-09-30
Filing date: 1988-09-30
Publication date: 2003-10-02
Anticipated expiration: 2008-10-01
Also published as: JP2642362B2; EP0783113A2; EP0310434A3; EP0783113B1; EP0310434A2; US4859946A; DE3855944D1; DE3855944T2; EP0783113A3; EP0310434B1; JPS6486959A; DE3856546D1

Description

Die Erfindung betrifft ein Magnetresonanz-Imagingsystem (MRI-System; im folgenden als MRI-System bezeichnet), und genauer ein MRI-System zum Durchführen sehr schneller Akquisition von Magnetresonanzdaten (MR- Daten; im folgenden als MR-Daten bezeichnet) eines zu untersuchenden Objekts, wobei die MR-Daten verwendet werden, um ein Magnetresonanzbild (im folgenden als MR-Bild bezeichnet) des Objekts zu bilden.
Magnetresonanz-Imaging (im folgenden als MR-Imaging bezeichnet) ist eine bekannte Technik zum Visualisieren chemischer und physikalischer mikroskopischer Information einer Substanz mittels eines Magnetresonanzphänomens (MR- Phänomen), wobei Atomkerne mit einem spezifischen magnetischen Moment Resonanz-Energie eines hochfrequenten rotierenden Felds mit einer spezifischen Frequenz absorbieren, wenn die Atomkerne in einem gleichmäßigen statischen Feld angeordnet sind.
Beim MR-Imaging ist die Zeit, die zum Akquirieren der für das Imaging nötigen Daten erforderlich ist länger als bei den anderen Arten medizinischer Imaging-Systeme (Ultraschall-Echodaten beim Ultraschall-Imgaging, Röntgenstrahl-Projektionsdaten beim Röntgen-CT (Computertomograph) und MR-Daten beim MR-Imaging), wie etwa einem Ultraschall-Imagingsystem oder einem Röntgenstrahl- CT-System. Wenn ein Objekt, wie ein Patient, einen Artifakt aufgrund des Herzschlags, der Atmung oder anderer Bewegung verursacht, ist es sehr schwer, einen Abschnitt einschließlich eines Herzens und eines Blutadersystems, die der Bewegung ausgesetzt sind, zu überwachen. Da die Zeitanforderung zum Eingrenzen des Objekts zum Erhalten von Imagingdaten verlängert ist, ist das Imaging für den Patienten belastend.
Es wurde ein Echoplanarverfahren von Mansfield (siehe US-4 165 479) und ein Ultra-High-speed Fourier-Transform- Verfahren von Hutchison u. a. (siehe US-4 451 788) als Verfahren vorgeschlagen, um MR-Bilder mit hoher Geschwindigkeit beim MR-Imaging zu rekonstruieren.
Fig. 1 zeigt eine Pulssequenz zum Akquirieren von MR- Daten entsprechend dem Echoplanarverfahren.
Während ein Scheibengradientenfeld Gs an ein Objekt angelegt wird, wird selektiv Anregungspulse mit 90º als Hochfrequenzmagnetfeld RF an das Objekt angelegt, um selektiv Magnetisierung eines Scheibenabschnitts des Objekts anzuregen. Anschließend wird ein 180º-Puls an das Objekt als Hochfrequenzmagnetfeld RF angelegt, um so die transversale Magnetisierung zu refokussieren, deren Phasen sich verteilt haben. Nachdem der 180º-Puls angelegt wurde, wird ein Phasencodiergradientenfeld Ge statisch (kontinuierlich ohne Änderung) in einer Richtung parallel zu der Scheibenebene angelegt. Ein Lesegradientenfeld Gr wird in einer Richtung senkrecht sowohl zu dem Scheibengradientenfeld Gs als auch dem Phasencodiergradientenfeld Ge angelegt, während das Phasencodiergradientenfeld Ge angelegt bleibt. Unter diesen Umständen wird das Lesegradientenfeld Gr mehrfach mit hoher Geschwindigkeit umgeschaltet.
Das Ultra-High-speed Fourier-Transformverfahren unterscheidet sich von dem Echoplanarverfahren dahingehend, dass das Phasencodiergradientenfeld Ge als ein Puls (nicht statisch) angelegt wird, jedes Mal, wenn das Lesegradientenfeld Gr umgekehrt wird, wie es in Fig. 2 gezeigt ist. Das Hochfrequenzmagnetfeld RF (90º- und 180º-Pulse), das Scheibengradientenfeld Gs und das Lesegradientenfeld Gr, mit Ausnahme des Phasengradientenfelds Ge, sind die gleichen wie beim Echoplanarverfahren.
Bei dem Echoplanarverfahren und dem Ultra-High-speed Fourier-Transformverfahren wird das Lesegradientenfeld Gr mit hoher Geschwindigkeit in einer Zeitspanne umgeschaltet, wenn die Magnetisierung eines Objekts, die mit dem 180º- Puls des Hochmagnetfelds RF angeregt wurde, durch ein Relaxationsphänomen der transversalen Magnetisierung relaxiert ist. Durch diese Anordnung kann eine Mehrzahl von Echosignalen SIG (multiple echos), beruhend auf Magnetresonanz, in Übereinstimmung mit der Anzahl von Umschaltzyklen erhalten werden. Bei dem Echoplanarverfahren und dem Ultra-High-speed Fourier-Transformverfahren wird das Phasencodiergradientenfeld Ge an das Objekt zumindest während des Umschaltens angelegt, um geeigneterweise die Phase zu codieren. Daher können MR-Daten, die zum Ausformen des Bildes benötigt werden, durch einen MR-Anregungszyklus innerhalb einer kurzen Zeitspanne erhalten werden. Daher kann Ultra-High-speed-Imaging entsprechend dem Echoplanarverfahren und dem Ultra-High-speed Fourier-Transformverfahren angewendet werden.
Bei dem Ultra-High-speed-Imaging müssen, um ein Bild genau rekonstruieren zu können, die Peak-Positionen der Absolutwerte (hier kurz als Peak-Positionen bezeichnet) der Echosignale äquidistant angeordnet sein. Wenn die Peak- Positionen nicht äquidistant angeordnet sind, ist es unmöglich, die Echosignale genau abzutasten und zu erhalten, um ein optisches Bild zu rekonstruieren. Jeder Peak des Absolutwerts des Echosignals tritt zu einer Zeit auf, wenn die Signalverlaufgebiete Sia und S(i-1)b (i = 1, 2, ..., n) , die durch eine Umkehrposition des Lesegradientenfelds Gr (nämlich einem Null-Durchgangspunkt) unterteilt sind, gleich zueinander sind, wie in Fig. 3 gezeigt wird. Wenn ein Umschalten des Signalverlaufs des Lesegradientenfelds Gr eine ideale rechteckförmige Welle ist, wie es durch die durchgezogene Linie in Fig. 3 gezeigt ist, sind die Spitzenpositionen der Echosignale Zwischenpositionen zwischen den positiven und negativen Umkehrpositionen, wie es durch Ep&sub1;, Ep&sub2;, ..., Epn angezeigt ist. Zusätzlich sind die Peak-Positionen äquidistant angeordnet.
In der Praxis jedoch kann der Umschaltsignalverlauf des Lesegradientenfelds Gr nicht einen idealen rechteckförmigen Signalverlauf haben, aufgrund des Einflusses einer Induktivität des Gradientenfelds und von einem Eddy-Strom, der in einem Metallleiter induziert wird, der in der Nähe der Gradientenfeldspule angeordnet ist. Ein tatsächlicher Umschaltsignalverlauf hat keine scharfen vorderen und hinteren Kanten, wie es durch die punktierte Linie in Fig. 2 angezeigt ist. Eine Differenz zwischen positiven und negativen Amplitudenwerten G+ und G-, die durch einen Fehler einer Treiberleistungsquelle der Gradientenfeldspule und eines Offsets des Mittelwerts verursacht werden, neigen dazu aufzutreten. Aufgrund zumindest eines von dem nicht- scharfen Signalverlauf des Lesegradientenfelds Gr, dem Unterschied zwischen den positiven und negativen Amplitudenwerten und dem Mittelwert-Offset, weichen die Peak- Positionen der Echosignale von den normalen Positionen Ep&sub1;, Ep&sub2;, ..., Epn in zu EP&sub1;', Ep&sub2;, ..., Epn' (Fig. 3) um ΔT&sub1;, ΔT&sub2;, ..., ΔTn ab. Im Ergebnis treten Fehler in den Intervallen der Peak-Positionen auf. Wenn die Peak-Positionsabweichungen groß sind, wird der Echozug unterbrochen.
Um die Einflüsse des nicht-scharfen Signalverlaufs des Lesegradientenfelds Gr, der Differenz zwischen den positiven und negativen Amplitudenwerten und dem Mittelwert- Offset in dem herkömmlichen System zu verringern, wird ein Test wiederholt, um den Umschaltsignalverlauf des Lesegradientenfelds Gr, die positiven und negativen Amplitudenwerte des Lesegradientenfelds Gr und den Offset einzustellen. Jedoch ist dieser Einstellvorgang zeitraubend und anstrengend. Zusätzlich ist es sehr schwierig, eine perfekte Einstellung durchzuführen.
EP-0 204 320 beschreibt ein System, bei dem ein Intervall zwischen dem 180º-Puls und dem Zeitursprung des Spin-Echosignals bestimmt wird, um die Phasenstörung des Systems zu bestimmen. Dies wird dann verwendet, um das Störungsausmaß des rekonstruierten Bildes zu bestimmen.
Es ist eine Aufgabe der Erfindung, ein MRI-System bereitzustellen, das frei von einer komplexen Systemeinstellung ist und das in der Lage ist, ein optimales Bild mit Ultra-High-speed-Imaging herzustellen.
Ein MRI-System zum Abtasten und Erhalten von MR- Signalen, die für eine Scheibenbild-Rekonstruktion erforderlich sind, und zum Rekonstruieren eines Bildes auf der Basis der abgetasteten Daten durch eine Sequenz entsprechend einem Ultra-High-speed-Imagingverfahren mit Anlegen von einem Hochfrequenzmagnetfeld als einen Puls und eines Scheibengradientenfelds als ein Puls an ein Objekt, das in einem gleichmäßigen statischen Feld angeordnet ist, um eine vorgegebene Scheibe anzuregen, zum Anlegen eines Lesegradientenfelds an das Objekt mit Umschaltsteuerung und zum Anlegen eines Phasencodiergradientenfelds in einer Richtung senkrecht zu dem Lesegradientenfeld mit einem Detektierabschnitt zum Detektieren von Peak-Positionen einer Mehrzahl von Echosignalen, die als eine Sequenz erhalten wurden, unter Ausschluss des Anwendens eines Phasencodiergradientenfelds von der Sequenz des Ultra-High-speed- Imagingverfahrens, wobei Zeitsteuerungsfehler der MR- Echosignale im wesentlichen auf der Basis der Peak- Positionsdaten korrigiert werden, die von dem Detektierabschnitt erhalten werden, ist offenbart.
Entsprechend dem MRI-System der Erfindung werden, wenn die Sequenz des Ultra-High-speed-Imagings ohne Anlegen des Phasencodiergradientenfelds an das Objekt durchgeführt wird, Echosignale mit ähnlichen Signalverläufen erhalten, jedes Mal, wenn das Lesegradientenfeld umgeschaltet und umgekehrt wird. Daher können die Peak-Positionen der Echosignale leicht bestimmt werden. Die Zeitsteuerungsfehler der MR-Echosignale können auf der Basis der detektierten Peak-Positionen der Echosignale korrigiert werden. Dieser Korrekturvorgang wird mittels einer vorgegebenen Anzahl von Abtastdaten bezüglich der Peak- Position als Mitte durchgeführt. Mit dieser Anordnung, auch wenn Peak-Positionsfehler auftreten, kann ein genaues Rekonstruktionsergebnis beruhend auf den genauen Abtastdaten der Echosignalkomponenten erhalten werden. Der oben beschriebene Korrekturvorgang kann alternativ wie folgt durchgeführt werden. Eine Treiberquelle für die Gradientenfeldspule wird auf der Basis der Peak-Positionen geregelt (feedback-controlled), und zumindest die Umschaltsteuerung des Lesegradientenfelds, der positiven und negativen Amplitudenwerte oder des Offsets wird automatisch eingestellt. Mit dieser Anordnung können die Peak- Intervalle der Echosignale konstant gehalten werden.
Entsprechend dem MRI-System der Erfindung kann ein genau rekonstruiertes Bild ohne Durchführen komplexer Systemeinstellung beim Ultra-High-speed-Imaging erhalten werden.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Die Erfindung kann vollständiger aus der folgenden detaillierten Beschreibung im Zusammenhang mit den beiliegenden Zeichnungen verstanden werden, in denen zeigt:
Fig. 1 eine Zeitsteuerungskarte, die eine Pulssequenz entsprechend einem Echoplanarverfahren als eine Ultra-High-speed-Imagingtechnik zeigt.
Fig. 2 eine Zeitsteuerungskarte, die eine Pulssequenz eines Ultra-High-speed Fourier-Transformverfahrens als eine Ultra-High-speed-Imagingtechnik zeigt.
Fig. 3 eine Signalverlaufskarte zum Erläuterung der Peak- Positionsabweichungen eines MR-Echosignals in dem MRI-System mit dem herkömmlichen Ultra-High-speed- Imagingverfahren;
Fig. 4 ein Blockdiagramm, das eine Anordnung eines MRI- Systems entsprechend einer erfindungsgemäßen Ausführungsform zeigt;
Fig. 5 eine Zeitsteuerungskarte, die eine Sequenz zur Detektion der Peak-Position der MR-Echosignale in dem in Fig. 4 gezeigten System;
Fig. 6 eine Zeitsteuerungskarte zum Erläutern der Korrekturverarbeitung der Peak-Positionsabweichungen des MR-Echosignals in dem in Fig. 4 gezeigten System; und
Fig. 7 eine Zeitsteuerungskarte zum Erläutern einer weiteren Korrekturverarbeitung der Peak- Positionsabweichungen des MR-Echosignals in dem in Fig. 4 gezeigten System.
Fig. 4 zeigt eine Anordnung eines MRI-Systems entsprechend einer erfindungsgemäßen Ausführungsform.
Das in Fig. 4 gezeigte System enthält einen Magneten 1 für ein statisches Feld, eine Leistungsquelle 2, ein Gradientenfeldspule 3, eine Treiberschaltung 4, eine Liege 6, einen Fühler 7, einen Transmitter 8, einen Empfänger 9, einen Systemcontroller 10, einen Datenakquisitionsabschnitt 11, einen Computer 12, eine Konsole 13 und eine Anzeige 14.
Der Magnet 1 für das statische Feld und die Gradientenfeldspule 3 werden jeweils durch eine Leistungsquelle 2 und eine Treiberschaltung 4 angetrieben. Der Magnet 1 für das statische Feld ist entweder als ein normal-leitender Magnet oder als ein supraleitender Magnet ausgebildet. Der Magnet 1 für das statische Feld und die Leistungsquelle 2 können jeweils eine Shim-Spule und deren Treiber enthalten. Die Leistungsquelle 2 und die Treiberschaltung 4 werden von einem Systemcontroller 10 gesteuert. Der Magnet 1 für das statische Feld legt ein gleichmäßiges statisches Feld an ein Objekt 5 (zum Beispiel einem menschlichen Körper) an, das auf der Liege 6 liegt. Die Gradientenfeldspule 3 legt drei verschiedene Gradientenfelder an das Objekt 5 auf eine solche Art an, dass deren Intensität bei einer gewünschten Scheibe sich ändert, nämlich in den x- und y-Richtungen senkrecht zueinander in der Scheibenebene und in der z-Richtung senkrecht zu der Scheibenebene. Bei dieser Ausführungsform in der folgenden Beschreibung werden das z-Richtungsgradientenfeld, das x- Richtungsgradientenfeld bzw. das y-Richtungsgradientenfeld jeweils als Scheibengradientenfeld Gs, Lesegradientenfeld Gr bzw. Phasencodiergradientenfeld Ge bezeichnet.
Das Objekt 5 empfängt ein Hochfrequenzmagnetfeld, das von dem Fühler 7 erzeugt wird, in Abhängigkeit von einem Hochfrequenzsignal, das von dem Transmitter 8 ausgegeben wird. Der Transmitter 8 wird durch den Systemcontroller 10 gesteuert. Bei dieser Ausführungsform wird der Fühler 7 wie üblich als Übertragungsspule (transmission coil) zum Erzeugen eines hochfrequenten Magnetfelds und als Empfangsspule zum Detektieren eines MR-Signals verwendet, das durch den Atomkern-Spin in einem Objekt 5 erzeugt wird, und zum Empfang dieses MR-Signals. Jedoch können getrennte Übertragungs- und Empfangsspulen angeordnet sein.
Ein MR-Signal, nämlich ein Echosignal, das von dem Fühler 7 empfangen wird, wird verstärkt und von dem Empfänger 9 detektiert. Das detektierte Signal wird an einen Datenakquisitionsabschnitt 11 unter der Steuerung des Systemcontrollers 10 gesendet. Der Datenakquisitionsabschnitt 11 wird unter der Steuerung des Systemcontrollers 10 betätigt und akquiriert Echosignale, die über den Empfänger 9 extrahiert werden. Die akquirierten Signale werden abgetastet und in digitale Daten durch einen A/D- Wandler (Analog-Digital-Wandler) gewandelt (nicht dargestellt). Die digitalen Daten werden dem Computer 12 zugeführt.
Der Computer 12 wird gesteuert und durch einen Benutzer über die Konsole 13 betätigt. Der Computer 12 führt eine Bildrekonstruktionsverarbeitung einschließlich Fourier-Transformation mit den abgetasteten Daten der Echosignale durch, die von dem Datenakquisitionsabschnitt 11 eingegeben wurden, wodurch MR-Bilddaten erhalten werden. Der Computer 12 steuert ebenfalls den Systemcontroller 10. MR-Bilddaten, die von dem Computer 12 erhalten werden, werden der Anzeige 14 zugeführt, und als sichtbares Bild angezeigt.
Erfindungsgemäß wird eine Pulssequenz zum Akquirieren von MR-Echosignaldaten einer Scheibe innerhalb des Objekts 5 entsprechend einem Echoplanarverfahren durchgeführt, wie es in Fig. 1 gezeigt ist, oder entsprechend dem Ultra-Highspeed Fourier-Transformverfahren, das in Fig. 2 gezeigt ist. Eine solche Pulssequenz wird durch den Systemcontroller 10 gesteuert.
Bei der ersten Ausführungsform der Erfindung wird eine Pulssequenz (im Fall des Echopositionsdetektionsmodus, der in Fig. 5 gezeigt ist) durchgeführt, wobei ein hochfrequentes Magnetfeld RF, ein Scheibengradientenfeld Gs und ein Lesegradientenfeld Gr angelegt werden, wie es in den Fig. 1 oder 2 gezeigt ist, aber wobei das Phasencodiergradientenfeld Ge nicht angelegt wird, bevor dann die Pulssequenz der Fig. 1 oder 2 ausgeführt wird (die den Fall des Imagingmodus zeigen). Wenn die Pulssequenz aus Fig. 5 durchgeführt wird, ist das Objekt 5 oder ein geeignetes Phantom anstelle des Objekts 5 in einer vorgegebenen Position angeordnet. In diesem Fall werden Echosignale mit im wesentlichen ähnlichen Signalen, deren Amplituden durch eine Zeitkonstante T2* gedämpft sind, erhalten, wie es durch SIG' in Fig. 5 dargestellt ist. T2* stellt die effektive transversale Relaxationszeit angesichts der Nichtgleichmäßigkeit der statischen Feldintensität dar. Die Peak-Positionen (nämlich Positionen auf Zeitbasis) der Echosignale werden detektiert. Die Detektion dieser Peak- Positionen kann mittels Software in dem Computer 12 oder mittels Hardware in dem Datenakquisitionsabschnitt 11 oder Empfänger 9 durchgeführt werden. Jeder Signalverlauf der Echosignale, der durch die Sequenz (Fig. 5) erhalten wird, bei der kein Phasencodiergradientenfeld Ge angelegt wird, hat einen Peak, und daher kann die Peak-Position leicht detektiert werden. MR-Echos werden häufig mit einer Quadraturspule als Signale entsprechend Real- und Imaginärteilen in einem Fourier-Raum detektiert. In diesem Fall haben die Real- und Imaginärteile eine Phasendifferenz von 90º. Der Peak des Echosignals stellt einen Peak-Wert eines Absolutwert des Echosignals dar.
Daten der Peak-Positionen Ep&sub1;', Ep&sub2;', ..., Epn' (der Absolutwerte) der Spin-Echosignale, die in Fig. 6 gezeigt sind, werden in einem Speicher, beispielsweise einem Speicher-Array im Computer 12, gespeichert.
Wenn das Imaging einer Scheibe praktisch mit der Pulssequenz aus Fig. 1 oder 2 durchgeführt wird, ist die Anzahl der Abtastdaten der Echosignale (nämlich 2Ta umgewandelt als eine Zeitlänge) größer als jene der Daten, die zum Rekonstruieren eines Bildes erforderlich sind (nämlich 2Tb, wenn sie in eine Zeitlänge umgewandelt werden) angesichts der Peak-Positionsabweichung der Echosignale. Dann wird die Bildrekonstruktion mit den abgetasteten Daten einer Zeitspanne von ±Tb (Tb < Ta) der größeren Anzahl von Abtastdaten bezüglich der gespeicherten Echosignal-Abtastpositionen Ep&sub1;', Ep&sub2;', ..., Epn' als Mitten durchgeführt.
Mit der oben genannten Anordnung kann immer, auch wenn Peak-Positionsabweichungen der Echosignale aufgrund des nicht-scharfen Signalverlaufs des Lesegradientenfelds Gr oder jeder anderen Ursache auftreten, eine genaue Bildrekonstruktion durchgeführt werden, wobei die Echosignal- Abtastdaten bezüglich der Peak-Positionen als Mitten verwendet werden. Zusätzlich kann in diesem Fall eine komplexe Systemeinstellung des Lesegradientenfelds Gr, die bei einem herkömmlichen System erforderlich ist, weggelassen werden.
Wenn ein Abtastbereich eine nicht-scharfe Signalverlaufsposition des Lesegradientenfelds Gr umfasst, stören die entsprechenden Daten die optimale Bildrekonstruktion. In diesem Fall brauchen diese Daten nicht verwendet zu werden; es können auch nur die verbleibenden Daten für die Bildrekonstruktion verwendet werden. Wenn die Anzahl von verbleibenden Daten unzureichend für die Bildrekonstruktion ist, kann ein Zero-Filling durchgeführt werden, um den Datenmangel zu kompensieren. Die aus dem Abschnitt mit nicht-scharfem Signalverlauf erhaltenen Daten sind die gleichen wie die Daten, die durch Abtasten eines normalen Signalverlaufs mit falschen Abtastzeitsteuerungen erhalten werden. Daher kann der nicht-scharfe Signalverlauf des Lesegradientenfelds Gr detektiert werden, und die Abtastposition kann im Fourier-Raum zur Korrektur entsprechend den Detektionsdaten verschoben werden.
Anstatt des Speicherns von Peak-Positionsdaten und Korrigieren des Extraktionsbereichs der Daten, die von dem Datenakquisitionsabschnitt 11 in Übereinstimmung mit den Peak-Positionsdaten akquiriert wurden, können MR- Echosignale abgetastet und von dem Daenakquisitionsabschnitt 11 mit einem Zeitsteuerungsbereich entsprechend den Peak-Positionsdaten akquiriert werden.
Wenn die Peak-Positionen der Echosignale in großem Ausmaß von den normalen Positionen abweichen und nicht genug Abtastdaten zum Durchführen der Bildrekonstruktion erhalten werden können, auch mit der Technik der ersten Ausführungsform, oder wenn die Anzahl von Abtastdaten aufgrund der Begrenzung der Datenakquisitionszeit verringert werden muss, wird eine Rückkopplungssteuerung bzw. -regelung (feedback-control) zum Korrigieren der Echosignal-Peakpositionen ihrerseits entsprechend einer Hardware-Technik einer zweiten Ausführungsform der Erfindung verwendet.
Entsprechend der zweiten Ausführungsform der Erfindung wird ein Echosignalzug, der durch SIG' in Fig. 6 dargestellt ist, entsprechend einer Pulssequenz (Echopositions- Detektionmodus, wie in Fig. 5 gezeigt) erhalten, bei der kein Phasencodiergradientenfeld Ge vor dem Ausführen der Pulssequenz aus Fig. 1 oder 2 (dem Imaging-Modus) auf die gleiche Art wie bei der ersten Ausführungsform angewendet wird. Zusätzlich werden die Peak-Positionen Ep&sub1;', Ep&sub2;', Epn, beruhend auf diesem Echopulszug, detektiert.
Angenommen sei, dass Abweichungen der detektierten Peak-Positionen Ep&sub1;, Ep&sub2;', ..., Epn' der Echosignale von den normalen Positionen Ep&sub1;, Ep&sub2;, ..., Epn jeweils ΔTi (i = 1, 2, ..., n) sind, wie in Fig. 6 gezeigt ist. Ebenfalls sei angenommen, dass eine positive Amplitude des Lesegradientenfelds Gr, seine negative Amplitude und eine Umkehrzeitsteuerung beim Umschalten des Feldes jeweils gegeben sind durch G+, G- und τi. Wie vorangehend erwähnt wurde, tritt die Peak-Position des Echosignals mit einer Zeitsteuerung auf, wenn die positiven und negativen Signalverlaufsgebiete Sia und S(i-1)b (i = 1, 2, ..., n) des Lesegradientenfelds Gr zueinander gleich sind. Um zu gewährleisten, dass Sia = S(i-1)b gilt, wird τi, G+ und G- oder der Offset eingestellt. Beispielsweise kann es ein Einstellvorgang sein, dass G+ und G- gesetzt werden, um für alle Echosignale gleich zu sein, und nur die Umschaltzeitsteuerungen τi werden eingestellt.
Die Spitze des i-ten Echosignals hat eine Abweichung von ΔTi, die durch Änderung der Umschaltzeitsteuerung hin zu (τi + Δti) korrigiert wird, wie es in Fig. 7 gezeigt ist. Wenn der Peak des i-ten Echosignals eine positive Amplitude hat, wird die folgende Gleichung aufgestellt:
-ΔTi·G+ - τi·G+ = Δti·G- + ΔTi-1·G-
und daher
Δti = -(ΔTi·G+ + ΔTi-1·G-)/(G+ + G-)
Der Wert Δti wird vom Computer 12 berechnet und die Betriebszeitsteuerungen eines Pulssequenzers in dem Systemcontroller 10 zur Steuerung des Lesegradientenfelds Gr wird gesteuert. Mit der oben genannten Anordnung kann ein zeitkorrigierter Echosignalzug erhalten werden, wie er in Fig. 7 gezeigt ist.
Bei dem oben beschriebenen Betrieb kann die Abweichung Δτi theoretisch durch einen Steuerzyklus eliminiert werden. Wenn jedoch die Abweichung Δτi groß ist, kann sie nicht durch einen Steuerzyklus eliminiert werden. In diesem Fall wird der oben beschriebene Steuerzyklus wiederholt.
Wenn die in Fig. 1 oder 2 gezeigte Sequenz so eingestellt wird, wie es oben beschrieben ist, um eine Imaging- Sequenz zu erhalten, kann das Intervall der Echosignale konstant gehalten werden, so dass ein exakt rekonstruiertes Bild erhalten werden kann.
Die Erfindung ist nicht auf die bestimmten Ausführungsformen beschränkt, die oben beschrieben wurden, sondern ist durch den Gegenstand der beiliegenden Ansprüche begrenzt.
Bei der zweiten Ausführungsform wird die Umschaltzeitsteuerung des Lesegradientenfelds Gr gesteuert. Jedoch können die positiven und negativen Amplitudenwerte G+ und G- und der Offset gesteuert werden. Zusätzlich können zumindest zwei dieser Parameter gleichzeitig gesteuert werden.
Die erste Ausführungsform kann mit der zweiten Ausführungsform selbstverständlich kombiniert werden.
Die Pulssequenz, die in der Erfindung verwendet wird, ist nicht auf das Echoplanarverfahren oder das High-speed Fourier-Transformverfahren begrenzt. Eine andere Sequenz des High-speed-Imagings zum Umschalten und Anlegen eines Lesegradientenfelds kann angewendet werden.

Claims

1. Imaging-Verfahren für ein Magnetresonanz-Imagingsystem, wobei das Verfahren umfaßt:

einen Anregungsschritt eines Anlegens eines Scheiben- Gradienten-Magnetfelds (Gs) und eines Hochfrequenzfelds (RF) als gepulste Felder an ein Objekt, das in einem gleichmäßigen statischen Magnetfeld platziert ist, um eine vorbestimmte Scheibe des Objekts anzuregen,

Anlegen an das Objekt eines Phasenkodier-Gradienten- Magnetfelds (Ge), wobei die Richtung des Gradienten des Phasenkodier-Gradienten-Magnetfelds (Ge) zu dem Gradienten des Scheiben-Gradienten-Magnetfelds (Gs) orthogonal ist,

Anlegen an das Objekt eines Lese-Gradienten-Magnetfelds (Gr), wobei die Gradientenrichtung des Lese-Gradienten- Magnetfelds zu der Gradientenrichtung des Scheiben- Gradienten-Magnetfelds (Gs) und des Phasenkodier-Gradienten- Magnetfelds (Ge) orthogonal ist, einschließlich eines Umschaltens des Lese-Gradienten-Magnetfelds (Gr) mehrmals für jeden Anregungsschritt, um dadurch eine Mehrzahl von Magnetresonanz-Echosignalen zu erzeugen; und

Erfassen der erzeugten Mehrzahl von Magnetresonanz- Echosignalen, wobei das Verfahren gekennzeichnet ist durch:

Ausführen eines Pre-Imaging-Schritts, bei dem der Anregungsschritt ohne den Schritt des Anlegens des Phasenkodier-Gradienten-Magnetfelds ausgeführt wird, wodurch eine Mehrzahl von nicht-phasenkodierten Echosignalen erzeugt wird;

Erfassen von Spitzenpositionsdaten der Mehrzahl von nicht-phasenkodierten Echosignalen;

Ausführen eines Imaging-Schritts mit dem Anregungsschritt, dem Anlegungsschritt des Phasenkodier- Gradienten-Magnetfelds, dem Anlegungsschritt des Lese- Gradienten-Magnetfelds und dem Erfassungsschritt der erzeugten Mehrzahl von Magnetresonanz-Echosignalen; und

Durchführen einer Bildrekonstruktion mit der Mehrzahl von Magnetresonanz-Echosignalen, die mit den Spitzenpositionsdaten der Reihe nicht-phasenkodierter Echosignale korrigiert wurden.

2. Magnetresonanz-Imagingsystem mit:

Anregungsmittel für Magnetresonanz (1, 2, 3, 4, 7, 8, 10) mit:

Scheiben-Gradienten-Felderzeugungsmittel zum Erzeugen eines Scheiben-Gradientenfelds (Gs), das in einem gleichförmigen statischen Magnetfeld an ein Objekt als ein gepulstes Feld anzulegen ist, um eine vorbestimmte Scheibe des Objekts anzuregen;

Hochfrequenz-Magnetfeld-Erzeugungsmittel zum Erzeugen eines Hochfrequenz-Magnetfelds (RF), das an ein Objekt als ein gepulstes Feld anzulegen ist;

Phasenkodier-Gradienten-Magnetfeld-Erzeugungsmittel zum Erzeugen eines Phasenkodier-Gradienten-Magnetfelds (Ge) orthogonal zu der Gradientenrichtung des Scheiben-Gradienten- Magnetfelds (Gs);

Lese-Gradienten-Magnetfeld-Erzeugungsmittel zum Erzeugen eines Lese-Gradienten-Magnetfelds (Ge), das zu der Gradientenrichtung des Scheiben-Gradienten-Magnetfelds (Gs) und des Phasenkodier-Gradienten-Magnetfelds (Ge) orthogonal und angepasst ist, um das Lese-Gradienten-Magnetfeld (Gr) mehrmals für jede Anregung des Objekts durch das Hochfrequenz-Magnetfeld-Erzeugungsmittel umzuschalten, um dadurch eine Mehrzahl von Magnetresonanz-Echosignalen zu erzeugen;

Datenerfassungsmittel (7, 9, 10,11) zum Erfassen der Mehrzahl von Magnetresonanz-Echosignalen; und

Bildrekonstruktionsmittel zum Rekonstruieren eines Magnetresonanzbildes basierend auf der erzeugten Mehrzahl von Magnetresonanz-Echosignalen, wobei das Magnetresonanz- Imagingsystem gekennzeichnet ist durch:

das Magnetresonanz-Anregungsmittel, das angepasst ist, um eine Pre-Imaging-Sequenz auszuführen, um eine vorbestimmte Scheibe des Objekts ohne Anlegen des Phasenkodier-Gradienten- Magnetfelds anzuregen, um eine Mehrzahl von nicht- phasenkodierten Echosignalen zu liefern, und

eine Imaging-Sequenz einschließlich des Anlegens des Scheiben-Gradienten-Magnetfelds (Gs), des Hochfrequenzfelds (RF), des Phasenkodier-Gradienten-Magnetfelds und des Lese- Gradienten-Magnetfelds,

wobei das System ferner Erfassungsmittel zum Bestimmen von Spitzenpositionsdaten der Mehrzahl von nicht- phasenkodierten Echosignalen umfaßt, und wobei

das Bildrekonstruktionsmittel ein Magnetresonanzbild der Scheibe basierend auf der Mehrzahl von in der Imaging-Sequenz erzeugten Magnetresonanz-Echosignalen erzeugt, die mit den Spitzenpositionsdaten der Reihe nicht-phasenkodierter Echosignale korrigiert wurden.

3. Magnetresonanz-Imagingsystem gemäß Anspruch 2, bei dem das Magnetresonanzanregungsmittel (1, 2, 3, 4, 7, 8, 10) eine längere Wiederholungsdauer des Lese-Gradientenfelds als eine Zeitdauer aufweist, die zum Erhalten von Magnetresonanz- Echosignalen erforderlich ist, die zur Bildrekonstruktion erforderlich sind, und das Datenerfassungsmittel (11) Mittel zum Abtasten von Daten der Magnetresonanz-Echosignale für eine längere Abtastzeitspanne, als diejenige, die zum Erhalten der Magnetresonanz-Echosignale erforderlich ist, aufweist; und das Rekonstruktionsmittel (12), das Magnetresonanzbild der Scheibe mit einer kleinen Anzahl von Abtastungen der Magnetresonanzbild-Echosignale als die Anzahl der Abtastdaten der Magnetresonanz-Echosignale rekonstruiert, die während der längeren Abtastzeitspanne erhalten wurden.

4. Verfahren gemäß Anspruch 1, bei dem der Anregungsschritt eine Anregung der Magnetresonanz durch eine Sequenz umfaßt, wobei das Phasenkodier-Gradienten-Magnetfeld statisch angelegt wird.

5. System gemäß Anspruch 2 oder 3, bei dem das Magnetresonanz-Anregungsmittel (1, 2, 3, 4, 7, 8, 10) Mittel zum Anregen der Magnetresonanz durch eine Sequenz umfaßt, wobei das Phasenkodier-Gradienten-Magnetfeld statisch angelegt wird.

6. Verfahren gemäß Anspruch 1, bei dem der Anregungsschritt eine Anregung der Magnetresonanz durch eine Sequenz umfaßt, wobei das Phasenkodier-Gradienten-Magnetfeld als ein Puls jedes Mal angelegt wird, wenn das Lese-Gradienten-Magnetfeld umgekehrt wird.

7. System gemäß Anspruch 2 oder 3, bei dem das Magnetresonanz-Anregungsmittel (1, 2, 3, 4, 7, 8, 10) Mittel zum Anregen der Magnetresonanz durch eine Sequenz umfaßt, wobei das Phasenkodier-Gradienten-Magnetfeld als ein Puls jedes Mal angelegt wird, wenn das Lese-Gradienten-Magnetfeld umgekehrt wird.

8. System gemäß Anspruch 3, ferner mit Mitteln zum Steuern mindestens eines der positiven und negativen Amplitudenwerte, eines Offsets und der Umschalt-Zeitsteuerung des Lese-Gradienten-Magnetfelds.

9. System gemäß Anspruch 8, bei dem das Rekonstruktionsmittel (12) Mittel zum Auswählen der Magnetresonanz-Echosignale in Übereinstimmung mit den Spitzenpositionsdaten umfaßt, um das Magnetresonanzbild der Scheibe zu rekonstruieren.

10. System gemäß Anspruch 8, bei dem das Rekonstruktionsmittel (12) Mittel zum Berechnen eines Korrekturbetrags der Umschalt-Zeitsteuerung des Lese- Gradienten-Magnetfels in Übereinstimmung mit der Spitzenposition des Echosignals und Mittel zum Steuern der Umschalt-Zeitsteuerung des Lese-Gradienten-Magnetfelds auf der Grundlage des Korrekturbetrags umfaßt.