DE4037381A1 - Verfahren zum anregen einer probe fuer die nmr-tomographie - Google Patents
Verfahren zum anregen einer probe fuer die nmr-tomographieInfo
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Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Anregen einer
Probe für die NMR-Tomographie, bei dem die Probe außer
einem homogenen Magnetfeld den in der FT- bzw. Rück-
Projektions-Tomographie üblichen Gradienten ausgesetzt,
mit einem 90°-Impuls angeregt und danach mit einer
Folge von 180°-Impulsen bestrahlt wird, wodurch meßbare
Kerninduktionssignale in Form sogenannter Spinechos
erzeugt werden.
Die Erzeugung und Messung von Kernresonanzsignalen
unter dem Einfluß von Lesegradienten unterschiedlicher
Richtungen führt durch Anwendung üblicher NMR-
Tomographietechniken zur Erzeugung von Signalen, die
für eine Vielzahl von Volumenelementen der untersuchten
Probe charakteristisch sind. Durch Auswahl der Signale
bestimmter Volumenelemente lassen sich Bilder erzeugen,
die Querschnitten beliebiger Lage durch die Probe
entsprechen.
Ein Nachteil der NMR-Tomographie, insbesondere im Falle
einer 3D-Datenerfassung ist, daß die Aufnahme einer
sehr großen Anzahl von Einzelspektren notwendig ist.
Daraus ergeben sich sehr große Untersuchungszeiten. Die
Wiederholrate bei der Aufnahme der Einzelspektren ist
davon abhängig, daß vor jeder neuen Anregung die vor
hergehende Anregung abgeklungen ist, weil sich noch in
einem Anregungszustand befindende Kernspins bei der
nächsten Anregung nicht in der definierten Anfangslage
befinden, die die Voraussetzung für die Erzeugung
aussagekräftiger Kerninduktionssignale und damit
aussagekräftiger Bilder ist. Dabei sind die
Verfälschungen gerade für Kernspins mit langen
Relaxationszeiten am größten, die die größte
diagnostische Bedeutung haben, weil sie im Bereich von
Tumoren, Ödemen, Demyelierungszentren, Zysten usw.
vorliegen. Eine Verkürzung der Wiederholzeiten führt
daher zu Bildern, die gerade im Bereich der Kernspins
mit langen Relaxationszeiten verfälscht und daher
diagnostisch praktisch wertlos sind. Andererseits würde
das Einhalten von Wiederholzeiten, die langen
Relaxationszeiten entsprechen, zu Gesamtmeßzeiten
führen, die für einen Patienten untragbar und auch
völlig unwirtschaftlich wären.
Es ist also erstrebenswert, nicht nur im
dreidimensionalen, sondern auch im zweidimensionalen
Fall zu möglichst kurzen Meßzeiten zu kommen.
In der EP-OS 01 21 312 ist ein Verfahren beschrieben,
wo nach der Anregung einer Probe durch einen 90 Grad-
Hochfrequenz-Impuls ein Kerninduktionssignal ausgelesen
wird. Während des 90-Grad-Impulses liegt ein
sogenannter Scheibengradient und während des Auslesens
des Signals ein Lesegradient an. Anschließend werden
die Kernspins in der angeregten Scheibe durch einen 180-
Grad-Impuls, der wieder unter einem Scheibengradienten
angelegt wird, invertiert, was zum Auftreten eines
Spin-Echos führt. Es wird davon gesprochen, daß zur
Verbesserung des Signal-Rausch-Verhältnisses der
ansteigende Teil des Spin-Echos unter dem bisherigen
Lesegradienten ausgelesen werden kann. Alternativ kann
die Meßzeit um den Faktor 2 verkürzt werden, indem man
den Lesegradienten verändert, d. h. zu einer neuen
Projektion übergeht. Im Zentrum des Spin-Echos wird
jetzt ein 90-Grad-Impuls eingestrahlt, der die
Kernspins in Richtung des Magnetfelds zurücktreibt.
Dieses Verfahren ist grundsätzlich bereits aus der NMR-
Spektroskopie unter dem Namen DEFT (driven equilibrium
Fourier transform) bekannt. Die in Feldrichtung
zurückgestellten Kernspins stehen nun wieder für eine
erneute Anregung durch einen 90-Grad-Impuls,
entsprechend dem ersten, zur Verfügung.
In EP-OS 01 21 312 wird alternativ beschrieben, daß man
anstatt die Kernspins in Feldrichtung zurückzudrehen
auch durch eine Serie weiterer 180-Grad-Impulse weitere
Spin-Echos anregen und auswerten kann.
In DE-OS 34 34 161, einer Zusatzanmeldung zu DE-OS
34 14 634, wird ein Schnellbildverfahren (RARE)
vorgestellt, wobei zur Aufnahme von NMR-Tomogrammen
nach dem 2D-FT-Verfahren die Anregung einer Probe in
Form einer CPGM-Spin-Echo-Folge vorgenommen wird, wobei
nach jedem 180-Grad-Impuls der Folge ein
Phasenkodierungsgradient geändert wird, so daß jedes
Spin-Echo neu phasenkodiert wird. Dabei sind alle
Gradientenfelder so bemessen und geschaltet, daß die
Gill-Meiboom-Bedingung stets erfüllt ist. Im Extremfall
wird es damit möglich, eine vollständige Aufnahme mit
einer einzigen Anregung, d. h. mit einem 90-Grad-Impuls
gefolgt von einer Serie von 180-Grad-Impulsen, zu
erstellen.
Mit diesem Verfahren lassen sich Bilder im Bereich der
Kernspins mit langen Relaxationszeiten in Meßzeiten bis
hinunter zu zwei Minuten erzeugen. Allerdings sind zur
Erzielung des gewünschten Kontrasts noch lange
Wiederholzeiten von typisch drei bis vier Sekunden
erforderlich. Diese Wartezeiten sollen durch ein
verbessertes Verfahren deutlich verkürzt werden, so daß
für Bilder im Bereich der Kernspins mit langen
Relaxationszeiten Meßzeiten möglich werden, die
zwischen zehn und dreißig Sekunden betragen und somit
auch Datenaufnahmen innerhalb einer Zeitspanne
durchgeführt werden können, in der die zu untersuchende
Person den Atem anhält.
Ferner soll ein verbessertes Verfahren in Zusammenhang
mit dem RARE-Verfahren die Aufnahme von dreidimensio
nalen Spin-Echo-Daten im Bereich der Kernspins mit
langen Relaxationszeiten ermöglichen.
Demgemäß liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, die
Verfahren der eingangs genannten Art so zu verbessern,
daß die Anwendung kurzer Wiederholzeiten und damit
tragbarer Gesamtmeßzeiten möglich wird, ohne den
Bildinhalt bezüglich Kernspins mit langen Relaxati
onszeiten zu verfälschen.
Diese Aufgabe wird nach der Erfindung dadurch gelöst,
daß jede Folge von 180°-Impulsen durch einen -90°-
Impuls abgeschlossen wird, dessen Beginn mit dem
Maximum des vom letzten 180°-Impuls erzeugten Spinechos
zusammenfällt.
Der erfindungsgemäß im Anschluß an eine Folge von 180°-
Impulsen verwendete -90°-Impuls dreht die Kernspin
momente, die sich noch in der zur Richtung des
homogenen Magnetfeldes senkrechten Ebene befinden, in
die Richtung dieses homogenen Magnetfeldes zurück, so
daß für ihre Relaxation keine Zeit mehr benötigt wird.
Da der -90°-Impuls mit dem Maximum des vom letzten
180°-Impuls erzeugten Spinechos zusammenfällt, sind
alle sich bei Auftreten des -90°-Impulses noch in der
zur Richtung des homogenen Magnetfeldes senkrechten
Ebene befindlichen Kerspinmomente in Phase, so daß sie
alle von der Wirkung des -90°-Impulses voll erfaßt und
in die Richtung des homogenen Magnetfeldes zurück
gebracht werden. Die sich an den -90°-Impuls an
schließende Wartezeit bis zur nächsten Aufnahme eines
Einzelspektrums kann dadurch bedeutend verkürzt werden,
wodurch es ohne erhebliche Schädigungen des Bild
inhaltes, insbesondere bezüglich der diagnostisch
interessanten Bereiche mit langen Relaxationszeiten zu
deutlich kürzeren Aufnahmezeiten kommt.
Die Erfindung wird im folgenden anhand der in der
Zeichnung dargestellten Diagramme näher beschrieben und
erläutert. Es zeigt
Fig. 1 ein Zeitdiagramm der HF-Impulse, der Gradien
tenfelder und Signale sowie der dadurch be
wirkten Magnetisierung bei dem erfindungsge
mäßen Verfahren;
Fig. 2 ein Diagramm zur Veranschaulichung der unter
Verwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens er
zielbaren Kontrastverbesserung bei Spinmomen
ten mit kurzen und langen Relaxationszeiten T2;
Fig. 3 ein Diagramm zur Veranschaulichung der
Kontrastverstärkung durch Anwendung des
erfindungsgemäßen Verfahrens bei Anregung mit
vorhergehendem Inversionsimpuls;
Fig. 4 ein Zeitdiagramm der HF-Impulse, der Gradien
tenfelder und der Signale bei einer weiteren
Version des erfindungsgemäßen Verfahrens.
Wie bekannt, wird bei der NMR-Tomographie eine zu
untersuchende Probe, insbesondere ein menschlicher
Körper oder Körperteil, in ein starkes homogenes
Magnetfeld B0 gebracht, dessen Richtung gewöhnlich die
Z-Achse eines rechtwinkligen Koordinatensystems zuge
ordnet wird. Durch die Einwirkung dieses Magnetfeldes
sind die magnetischen Spinmomente der Atomkerne in der
Probe normalerweise, d. h. ohne eine zusätzliche äußere
Einwirkung, in Z-Richtung ausgerichtet. Die zur
Herstellung eines Bildes benötigte Information kann
jedoch nur aus den HF-Signalen gewonnen werden, die von
den in der X, Y-Ebene um die Z-Richtung rotierenden
Komponenten der Spinmomente erzeugt werden. Diese
Signale werden Kerninduktionssignale genannt. Daher
müssen die Spinmomente in den abzubildenden Bereichen
der Probe durch Einstrahlen von Hochfrequenz in
geeigneter Weise aus der Z-Richtung herausgedreht
werden, vorzugsweise um 90° bis in die X, Y-Ebene.
Die Frequenz, mit der die Spinmomente in der X, Y-Ebene
rotieren (Larmorfrequenz), wird von der Stärke des
Magnetfeldes bestimmt, dem die Spinmomente ausgesetzt
sind. Daher ist es möglich, eine örtliche Variation der
Larmorfrequenz der Spinmomente in der Probe zu
erzeugen, indem dem homogenen Magnetfeld B0 ein
magnetisches Gradientenfeld überlagert wird, das
ebenfalls parallel zur Z-Richtung ausgerichtet ist,
dessen Stärke sich aber längs einer ausgewählten
Richtung ändert. Diese Richtung, in der sich die
magnetische Feldstärke bei Vorhandensein eines
Gradientenfeldes ändert, wird hier und im folgenden
kurz als Richtung dieses Gradienten bezeichnet.
Demgemäß ändert sich unter dem Einfluß der anliegenden
Magnetfelder die Larmorfrequenz der Spinmomente in der
Probe längs der Richtung des Gradienten.
Bei 3D-Verfahren werden alle Spinmomente in dem zu
untersuchenden Volumen der Probe möglichst gleichmäßig
angeregt. Zu diesem Zweck wird auf die Probe ein HF-
Impuls eingestrahlt, dessen Energie ausreicht, um die
Spinmomente um einen Winkel von 90° bis in die X, Y-
Ebene zu drehen (90°-Impuls). Wenn dieser Impuls
eingestrahlt wird, solange die Probe nur dem homogenen
Magnetfeld B0 ausgesetzt ist, kann es sich um einen
schmalbandigen Impuls handeln, weil alle Spinmomente in
dem homogenen Magnetfeld B0 die gleiche Larmorfrequenz
haben. Ein solcher schmalbandiger Impuls kann eine er
hebliche Dauer haben, so daß eine geringe Amplitude des
HF-Impulses ausreicht, um bei der relativ langen
Einwirkungszeit die Drehung um 90° zu bewirken. Wenn
jedoch die Probe bei der Anregung einem Gradientenfeld
ausgesetzt ist, muß der Impuls so breitbandig sein, daß
das gesamte Band der durch das Gradientenfeld
bedingten, unterschiedlichen Larmorfrequenzen erfaßt
wird. Wegen seiner kurzen Dauer muß daher ein
Breitbandimpuls eine große Amplitude besitzen, so daß
hier Anwendung von Hochleistungs-Impulsen erforderlich
ist.
Nach der Anregung aller Spinmomente der Probe werden
unter einem Lesegradienten die von den angeregten
Spinmomenten erzeugten Kerninduktionssignale gemessen,
deren Frequenz von ihrer Lage in Richtung des
Lesegradienten abhängt. Durch einen frequenzselektiven
Empfang der Kerninduktionssignale kann jede
Einzelmessung auf diejenigen Spinmomente beschränkt
werden, die in einer zum Lesegradienten senkrechten
Ebene liegen. Eine Vielzahl solcher Einzelmessungen
unter Variation der Empfangsfrequenz und der Richtung
des Lesegradienten oder eines Phasengradienten
gestattet es, die Informationen zu erhalten, die für
eine Vielzahl von Volumenelementen der untersuchten
Probe charakteristisch und zur Rekonstruktion von
Schnittbildern notwendig sind.
Um eine in erträglichen Grenzen bleibende Gesamtmeßzeit
zu erreichen, muß daher der Zeitbedarf für die
Einzelmessungen so stark wie möglich beschränkt werden.
Die Grenzen für eine Erhöhung der Wiederholrate sind
jedoch nicht etwa apparativer Natur, sondern hängen von
den Eigenschaften der Probe ab, nämlich von den Relaxa
tionszeiten der Kernspinmomente. Gerade in diagnostisch
interessanten Bereichen, wie Tumoren, Ödemen,
Demyelierungszentren, Zysten und dgl. haben die
Spinmomente sehr lange Relaxationszeiten, und es liegt
in der Erfassung der Gebiete, in denen sich Spinmomente
mit langen Relaxationszeiten befinden, eine bedeutende
Information. Wird die Wiederholrate so groß, daß eine
Relaxation dieser Spinmomente nicht mehr möglich ist,
so erfahren gerade diese wichtigen Spinmomente bei der
Aufnahme des nächsten Einzelspektrums keine ordentliche
Anregung mehr, so daß die in diesen Spinmomenten
erhaltene Information verlorengeht. Die Erfindung
bietet die Möglichkeit, die Wiederholzeit bei der
Aufnahme von Einzelspektren stark zu verkürzen, ohne
daß damit ein nennenswerter Informationsverlust
bezüglich der Signale zu befürchten ist, die eine große
Relaxationszeit T2 haben.
Bei dem in Fig. 1 veranschaulichten Verfahren wird eine
Probe in der oben beschriebenen Weise unter einem
Scheibengradienten 1a mit einem 90°-Impuls angeregt.
Das daraus resultierende Kerninduktionssignal 3 wird in
aller Regel nicht ausgewertet. Vielmehr findet eine
Impulsfolge Verwendung, bei der dem 90°-Impuls 2 eine
Anzahl 180°-Impulse 4, 5 und 6 folgt, die in bekannter
Weise jeweils zur Ausbildung eines Echosignals 7, 8 und
9 führen. Es handelt sich dabei um eine typische
Spinecho-Impulsfolge, beispielsweise eine Carr-Purcell-
oder Carr-Purcell-Gill-Meiboom-Impulsfolge. Infolge der
T2-Relaxation nimmt während der Meßzeit die
Magnetisierung in der X, Y-Ebene ab, die die Amplitude
der Spinecho-Signale 7, 8 und 9 bestimmt. Die
Magnetisierung in der X, Y-Ebene ist in Fig. 1 durch die
Kurve 10 veranschaulicht. Wird mit dem in Fig. 1
dritten 180°-Impuls 6 die Impulsfolge beendet, beginnt
im Anschluß an das letzte Spinecho 9 die Wieder
herstellung der Magnetisierung in Z-Richtung, wie es in
Fig. 1 die gestrichelte Kurve 11 veranschaulicht, unter
dem Einfluß des homogenen Magnetfeldes B0. Die
Wiederherstellung einer Magnetisierung in Z-Richtung
wurde bis dahin durch die wiederholte Anregung der
Probe mittels der 180°-Impulse verhindert.
Kerninduktionssignale voller Amplitude können nur dann
erhalten werden, wenn zur Zeit der Anregung der Probe
eine vollständige Magnetisierung in Z-Richtung
herrschte, weil es die Magnetisierung in Z-Richtung
ist, die nach Anwenden eines 90°-Impulses die Magne
tisierung in der X, Y-Ebene ergibt, die zur Erzeugung
der Kerninduktionssignale führt. Gerade bei langen
Relaxationszeiten T2 bedarf es jedoch einer sehr langen
Zeit, um nach dem letzten Spinecho 9 die volle
Magnetisierung in Z-Richtung wieder herzustellen. Diese
Zeit kann nach der Erfindung bedeutend verkürzt werden,
indem die Probe zur Zeit des letzten Spinechos 9 mit
einem -90°-Impuls 12 bestrahlt wird, der zur Folge hat,
daß die Magnetisierung in der X, Y-Ebene der
Spinmomente, die sich im Zeitpunkt des Maximums des
Echoimpulses 9 alle in Phase befinden, in die
Z-Richtung zurückgedreht wird, so daß durch den -90°-
Impuls 12 eine Magnetisierung in Z-Richtung erzeugt
wird, die gleich der Restmagnetisierung in der X, Y-
Ebene zur Zeit des -90°-Impulses war. Von diesem Wert,
der gerade bei sehr langen Relaxationszeiten T2 noch
sehr hoch sein kann, wird dann nach relativ kurzer Zeit
ein sehr hoher Magnetisierungsgrad in Z-Richtung
erreicht, wie es die Kurve 13 in Fig. 1 anzeigt.
Es ist für die Wirkung des Rückklapp- oder Flipback-
Impulses, wie der erfindungsgemäß verwendete -90°-
Impuls auch genannt werden kann, nicht unbedingt
erforderlich, daß nach seiner Anwendung gewartet wird,
bis die Z-Magnetisierung voll hergestellt ist. Bei
kürzeren Wiederholzeiten stellt sich ein gewisses
Gleichgewichtsverhältnis ein, bei dem noch immer
gewährleistet ist, daß Spinmomente mit langen Relaxa
tionszeiten ein Kerninduktionssignal liefern, das auch
nach längeren Meßzeiten noch deutlich größer ist als
das von Spinmomenten mit kurzen Relaxationszeiten
gelieferte Kerninduktionssignal. Damit ist gewähr
leistet, daß die in den Relaxationszeiten T2 liegende
Information auch bei hohen Wiederholungsraten in
ausreichendem Maße erhalten bleibt.
Fig. 2 veranschaulicht näher, wie durch Anwendung des
erfindungsgemäßen Rückklapp- oder Flipback-Impulses, in
Zukunft FB-Impuls genannt, eine Kontrastverstärkung
eintritt. Wie Fig. 2a veranschaulicht, bleibt bei
Spinmomenten mit langer Relaxationszeit T2 die
Magnetisierung 21 weit unter dem größtmöglichen Wert M0
der Magnetisierung, der durch die Kurve 22
veranschaulicht ist, und es bleibt demgemäß die
Amplitude des meßbaren Kerninduktionssignales klein.
Dagegen erreichen die Kerninduktionssignale von
Spinmomenten mit kurzen Relaxationszeiten eine höhere
Amplitude, weil hier eine höhere Magnetisierung 23
erreicht wird (Fig. 2b). Bei Anwendung eines FB-
Impulses bleibt dagegen die Magnetisierung 24 sehr
groß, so daß die Spinmomente Kerninduktionssignale
großer Amplitude liefern (Fig. 2c), wogegen die Wirkung
des FB-Impulses auf Spinmomente mit kleiner Relaxa
tionszeit nur gering ist, wie es Fig. 2d zeigt, so daß
hier eine Erhöhung der Signalamplituden nicht eintritt.
Damit liefern also Bereiche, in denen sich Spinmomente
mit großen Relaxationszeiten befinden, gegen Ende der
Meßzeit erheblich stärkere Kerninduktionssignale als
die anderen Bereiche, so daß hier eine für
diagnostische Zwecke bedeutende Kontrasterhöhung
eintritt.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist auch dann anwendbar,
wenn dem 90°-Anregungsimpuls 2 ein 180°-Inversions
impuls 14 vorausgeht (Fig. 1). Die Notwendigkeit, die
Wiederholzeiten kurz zu halten, zwingt auch dazu, die
Inversionszeiten kurz zu halten. Wie die Fig. 3a und 3b
zeigen, haben zwar die Magnetisierungen 31 und 32 in
der X, Y-Ebene nach Anlegen des 90°-Impulses für
Spinmomente mit langen und kurzen Relaxationszeiten
stark unterschiedliche Werte, jedoch wird danach die
Magnetisierung 33 bzw. 34 in der Z-Richtung und damit
auch das meßbare Kerninduktionssignal bei der Aufnahme
des nächsten Spektrums für Spinmomente mit großer
Zeitkonstante T2 kleiner als für Spinmomente mit
kleiner Zeitkonstante.
Damit werden die Bilder gegenüber herkömmlicher Technik
verfälscht und für die Diagnostik unbrauchbar. Der FB-
Impuls schafft auch hier Abhilfe, wie die Fig. 3c und
3d deutlich zeigen. Es ist nicht nur die Magnetisierung
in der X, Y-Ebene 35 bzw. 36 bei der Aufnahme des ersten
Einzelspektrums für Spinmomente mit großer Zeit
konstante deutlich größer als für Spinmomente mit
kleiner Zeitkonstante, sondern es bleibt dank des
erfindungsgemäßen FB-Impulses dieser Zustand auch bei
der Aufnahme nachfolgender Einzelspektren erhalten
(siehe Kurven 37, 38 für die Magnetisierung in Z-Rich
tung).
Die sich einstellende stationäre Magnetisierung Ms läßt
sich über die Lösung der Bloch′schen Gleichungen
angeben und optimieren. Beispielsweise ergibt sich für
den soeben besprochenen Fall der "Inversion-Recovery-
Methode" mit Flip-Back-Impuls:
mit M₀ = relaxierte Gleichgewichtsmagnetisierung
tc = Zeit, in der sich die Magnetisierung in der x-y- Ebene befindet
ti = Inversionszeit
tw = Wartezeit zwischen dem FB-Impuls und dem nächsten Anregungsimpuls
T₁ = longitudinale Spin-Gitter-Relaxationszeit
T₂ = transversale Spin-Spin-Relaxationszeit
tc = Zeit, in der sich die Magnetisierung in der x-y- Ebene befindet
ti = Inversionszeit
tw = Wartezeit zwischen dem FB-Impuls und dem nächsten Anregungsimpuls
T₁ = longitudinale Spin-Gitter-Relaxationszeit
T₂ = transversale Spin-Spin-Relaxationszeit
Das erfindungsgemäße Verfahren ist auch bei speziellen
Schnellbildtechniken anwendbar, z. B. insbesondere beim
RARE-Verfahren.
Analog zum in DE-OS 34 34 161 beschriebenen Verfahren
wird in Fig. 4 eine unterschiedliche Phasenkodierung
41, 43 und deren anschließende Kompensation 42, 44
vorgenommen (RARE-Verfahren). Durch den erfindungs
gemäßen Flip-Back-Impuls 12 kann hier die zur Erzielung
des gewünschten Kontrasts üblicherweise lange Wartezeit
erheblich verkürzt werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren ermöglicht generell die
Verkürzung der Wiederholzeiten bei der Aufnahme von
Einzelspektren. Es ist grundsätzlich überall dort
anwendbar, wo eine Vielzahl von Einzelspektren hinter
einander aufgenommen werden muß, auch wenn es für die
3D-Tomographie besondere Bedeutung hat, weil dort die
Notwendigkeit besteht, eine besonders große Anzahl von
Einzelspektren hintereinander aufzunehmen, und anderer
seits keine Selektionsverfahren benötigt werden oder
sonstige Verhältnisse vorliegen, die einer Verminderung
der Wiederholzeit und/oder der Anwendung eines FB-
Impulses entgegenstehen. Die Anwendung des FB-Impulses
ist um so wirksamer, je kürzer die eigentliche Meßzeit
ist. Andererseits ermöglicht das erfindungsgemäße
Verfahren insbesondere eine Verstärkung des Kontrastes
zwischen Bereichen mit unterschiedlichen Relaxations
zeiten, die sich erst nach längerer Meßdauer auswirken.
Daher findet der FB-Impuls zweckmäßig am Ende von
längeren Spinecho-Impulsfolgen Verwendung.
Claims (12)
1. Verfahren zum Messen der Kernspinresonanz in
ausgewählten Bereichen eines Körpers zum Zwecke der
Bilddarstellung von Körperquerschnitten, bei dem der
Körper einem homogenen Magnetfeld und Gradienten
feldern ausgesetzt und mit Anregungsimpulsen angeregt
und danach der Körper jeweils mit einer Folge von 180-
Grad-Impulsen, die zusammen mit dem entsprechenden
Anregungsimpuls eine Carr-Purcell-Gill-Meiboom-Impuls
folge, kurz CPGM-Folge, bilden, bestrahlt wird, wodurch
für jede Anregung mehrere Kernspinresonanzsignale in
Form sog. Spin-Echos erzeugt werden, bei dem die
Einschaltdauer und Stärke der Gradientenfelder auf die
Impulsfolge derart abgestimmt sind, daß zum Zeitpunkt
jedes 180-Grad-Impulses der gleiche Phasenzustand der
Kernspins herrscht wie zum Zeitpunkt des vorhergehenden
180-Grad-Impulses, wobei ein Lesegradient zumindest
während des Auftretens der Spin-Echos zeitlich
symmetrisch zu diesen eingeschaltet ist, und bei dem
die Spin-Echos unter Berücksichtigung von Änderungen
der Richtung des Lesegradienten nach dem sog.
Projektions-Rekonstruktions-Verfahren (Back-Projection)
rechnerisch zu Bildsignalen verarbeitet werden, dadurch
gekennzeichnet, daß von der ersten bis zur vorletzten
Folge jede Folge von 180-Grad-Impulsen durch einen
Hochfrequenz-Impuls, den FB-Impuls, abgeschlossen wird,
dessen Beginn mit dem Maximum des vom letzten 180-Grad-
Impuls der Folge erzeugten Spin-Echos zusammenfällt und
daß nach einer Wartezeit ein weiterer Anregungsimpuls
für die nächste CPGM-Folge eingestrahlt wird.
2. Verfahren zum Messen der Kernspinresonanz in
ausgewählten Bereichen eines Körpers zum Zwecke der
Bilddarstellung von Körperquerschnitten, bei dem der
Körper einem homogenen Magnetfeld ausgesetzt und mit
Anregungsimpulsen angeregt, danach zeitlich begrenzte,
untereinander senkrecht stehende Phasenkodierungs- und
Lesegradienten angelegt werden und der Körper mit einer
Folge von 180-Grad-Impulsen, die zusammen mit dem
jeweiligen Anregungsimpuls eine Carr-Purcell-Gill-
Meiboom-Impulsfolge, kurz CPGM-Folge, bilden, bestrahlt
wird, wodurch für jede Anregung mehrere
Kernspinresonanzsignale in Form sog. Spin-Echos erzeugt
werden, bei dem die Einschaltdauer und Stärke der
Gradienten auf die Impulsfolge derart abgestimmt sind,
daß zum Zeitpunkt jedes 180-Grad-Impulses der gleiche
Phasenzustand der Kernspins herrscht wie zum Zeitpunkt
des vorhergehenden 180-Grad-Impulses, wobei der
Lesegradient während des Auftretens der Spin-Echos
zeitlich symmetrisch zu diesen eingeschaltet ist und
der Phasenkodierungsgradient jeweils im Anschluß an
einen 180-Grad-Impuls eingeschaltet, vor dem Erscheinen
des Spin-Echos wieder beendet, nach dem Auftreten des
Spin-Echos erneut mit umgekehrter Wirkungsrichtung
eingeschaltet und vor dem nächsten 180-Grad-Impuls
wieder beendet wird, und bei dem die Spin-Echos unter
Berücksichtigung von Änderungen des Phasenkodierungs
gradienten nach einem zwei- oder dreidimensionalen
Fouriertransformationsverfahren rechnerisch zu Bild
signalen verarbeitet werden, dadurch gekennzeichnet, daß
von der ersten bis zur vorletzten Folge jede Folge von
180-Grad-Impulsen durch einen Hochfrequenz-Impuls, den
FB-Impuls, abgeschlossen wird, dessen Beginn mit dem
Maximum des vom letzten 180-Grad-Impuls der Folge
erzeugten Spin-Echos zusammenfällt und daß nach einer
Wartezeit ein weiterer Anregungsimpuls für die nächste
CPGM-Folge eingestrahlt wird.
3. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch
gekennzeichnet, daß zumindest während des Anregungs
impulses ein Scheibenselektionsgradient angelegt wird
und daß der Anregungsimpuls ein scheibenselektiver
Impuls ist.
4. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 1
bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die 180-Grad-Impulse
scheibenselektive Impulse sind, die in Anwesenheit
eines Scheibenselektionsgradienten eingestrahlt werden.
5. Verfahren nach einem oder mehreren der vorangehenden
Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Anregungs
impuls ein 90-Grad-Impuls ist.
6. Verfahren nach einem oder mehreren der vorangehenden
Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der FB-Impuls
eine Phasenlage hat, die derjenigen des Anregungs
impulses entgegengesetzt ist.
7. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet,
daß der FB-Impuls ein -90-Grad-Impuls ist.
8. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 1
und 3 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Richtung
des Lesegradienten nach jedem 180-Grad-Impuls geändert
wird.
9. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 2
bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Stärke und/oder
Dauer des Phasenkodierungsgradienten nach jedem 180-
Grad-Impuls geändert wird.
10. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 2,
5 bis 7 und 9, dadurch gekennzeichnet, daß ein weiterer
Phasenkodierungsgradient verwendet wird und die
Bildsignale durch ein dreidimensionales Fouriertrans
formationsverfahren gewonnen werden.
11. Verfahren nach einem oder mehreren der
vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß dem
Anregungsimpuls ein weiterer 180-Grad-Impuls voraus
geht.
12. Verfahren nach einem der oder mehreren der
vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der
Zeitpunkt des Einstrahlens des FB-Impulses so gewählt
wird, daß bei vorgegebener Gesamtmeßzeit das Signal-zu-
Rausch-Verhältnis optimiert wird.
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE4037381A DE4037381C2 (de) | 1990-11-23 | 1990-11-23 | Verfahren zum Anregen einer Probe für die NMR-Tomographie |
US07/795,510 US5248942A (en) | 1990-11-23 | 1991-11-21 | Method of exciting a sample for nmr tomography |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE4037381A DE4037381C2 (de) | 1990-11-23 | 1990-11-23 | Verfahren zum Anregen einer Probe für die NMR-Tomographie |
Publications (2)
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