DE4125702A1

DE4125702A1 - Magnetisches resonanzspektroskopie-mri-verfahren sowie zugehoerige anlage

Info

Publication number: DE4125702A1
Application number: DE4125702A
Authority: DE
Inventors: Des Erfinders Auf Nennung Verzicht
Original assignee: University of California
Current assignee: University of California
Priority date: 1990-08-03
Filing date: 1991-08-02
Publication date: 1992-02-06
Also published as: JPH0716483B2; JPH06277197A; US5202632A

Description

Die Erfindung betrifft eine magnetische Resonanzspektroskopie (MRI) auf der Basis einer magnetischen Kernresonanz (NMR). Im besonderen befaßt sich die Erfindung mit einem Verfahren und einer Vorrichtung zur Erzielung einer Abbildung mit hoher Qualität in einer vergleichsweise kürzeren benötigten Datenerfassungszeit.

Das MRI-Verfahren ist heute gut bekannt und erfreut sich einer kommerziellen Nutzung. Allgemein gesprochen haben die Atomkerne ein Gesamt-Magnetmoment, welches die Tendenz hat, sich mit einem überlagerten starken, im wesentlichen homogenen magnetischen Feld auszurichten. Solche statisch ausgerichteten Atomkerne wer den dann selektiv in verschiedener Weise gestört (mit geeigneten NMR RF elektromagnetischen Frequenz-Feldern in Verbindung mit einem geeigneten pulsierten magnetischen Gradientenfeld), um raumkodierte NMR RF Antwort- oder Echoimpulse zu erzeugen, die gemessen und kartographisch erfaßt werden können, um eine vi suelle Wiedergabe der NMR Kern-Verteilungen zu ermöglichen. Üb licherweise werden Wasserstoffkerne bei menschlichen Patienten für das MRI-Verfahren benutzt.

Obgleich Techniken bekannt sind, um sehr schnell genügend MRI- Daten zu erfassen, um eine Abbildung mit vergleichsweise niedri ger Qualität zu schaffen, zieht sich die Datenerfassung für eine Abbildung höherer Qualität typischer Weise länger hin. Während dieses Verfahrens erwartet man von dem Patienten, daß er im we sentlichen bewegungslos innerhalb eines relativ geschlossenen Ge rätes liegt, welches relativ massiv sein kann. Wie erwartet wer den kann, ist die Geduld eines Patienten unter diesen Bedingun gen beschränkt, insbesondere wenn der Patient unter medikamen tösem Einfluß steht und darunter während des Bildgebungs-Ver fahrens leidet. Von daher ist es manchmal unpraktikabel oder un möglich, eine gewünschte Bildfolge aufzunehmen, einfach deswe gen, weil zu viel Zeit benötigt wird.

Zum Beispiel eine übliche MR Bildgebungs-Sequenz hunderte von Subsequenzen (z. B. 256 pro Schreiben- oder Schichtvolumen). In jeder Untersequenz wird ein Schichtvolumen durch einen anfäng lichen NMR RF Kernpuls (z. B. 90°) selektiv adressiert. Diesem Im puls folgt ein räumlicher frequenz-phasen-kodierter Puls eines magnetischen Gradientenfeldes (z. B. typischerweise g_y) und ein oder mehrere 180° RF Anregungspulse, um eine oder mehrere NMR- Spin-Echo-RF-Signale zu erzeugen (die dann üblicherweise abge tastet, digitalisiert, gespeichert und/oder gemäß dem FET-Verfah ren verarbeitet werden, um Bild-Pixel-Werte zu erzeugen). Ma gnetische Gradienten-Umkehrungen können ebenso genutzt werden (anstelle von 180° RF Anregungspulen), um ähnliche RF-Spin- Echo-Signale hervorzurufen. Die vergangene Zeit zwischen Unter folgen mit unterschiedlicher Raumfrequenz-Phasenkodierung wird üblicherweise als Wiederholungs-Intervall TR bezeichnet. Die Ver zögerung muß in der Art von T1 sein, um die Ausrichtung erfas sen zu können.

Falls Gewebe abgebildet werden sollen, die Atomkerne mit relativ langen T1 NMR Parametern haben, muß das Wiederholungs-Inter vall TR üblicherweise auch relativ lang gemacht werden, um die notwendigen Bildgebungs-Daten zu erfassen. Unter Verwendung üb licher Spin-Echo-Datenerfassungs-Sequenzen (z. B. nach Art der eben erläuterten) ist es wünschenswert, eine gesamte Bildgebungs- Sequenz in einem Zeitraum von 20 min durchzuführen (was wahr scheinlich die maximale Zeit, die man selbst einer gesunden Per son zumuten kann, um die notwendige Ausdauer für eine einzige Bildfolge aufzubringen). Von daher gibt es als praktische Folge einige Arten von MR Bildgebungs-Daten, die unter Verwendung herkömmlicher Sequenzen nicht erfaßt werden können.

Das NMR-Verfahren wird auch in der chemischen Spetroskopie ver wandt, und zwar bereits seit Anfang dieses Jahrhunderts. Es exi stieren frühere Vorschläge, die NMR-Sequenzen in diesem Zusammen hang zu variieren. Diese Veränderungen wurden immer konti nuierlich und üblicherweise in linearen Zeitzuwächsen durchge führt, um die Analyse mittels einer zweiten FFT zu vereinfachen. Ein frühes Beispiel für die Fournier NMR Zeugmatographie war:

"Two-dimensional spectroscopy. Application to nuclear magnetic resonance" von Aue und anderen, Journal of Chemical Physics, Band 64, Nr. 5, 01. März 1976, Seiten 2229 bis 2246.

Darüber hinaus ist auch ein früheres MRI-System bekannt, welches verschiedene Bild-Parameter innerhalb einer einzigen Abbildungs- Folge nutzt. Soweit jedoch bekannt ist, ist dieses MRI-System vor geschlagen worden, um nur einen Mehrfach-TE-Parameter während einer einzigen Abbildungsfolge zu nutzen. Ferner war ein solcher Mehrfach-TE-Parameter nur benutzt worden, um verschiedene Raumfrequenz-Kodierungen zu ermöglichen, um auf diese Weise die Abbildungszeit zu verkürzen. Es wird insoweit z. B. verwiesen auf:

"Reduction of MR Imaging Time by the Hybrid Fast-Scan Technique" von Haacke und anderen, Radiology, Band 158, Nr. 2, Februar 1986, Seiten 521 bis 529."

Das Verfahren von Haacke und anderen variiert eigentlich nicht TE während der Datenerfassung. Viel eher ist die Erfassung auf zwei oder drei Werte von TE beschränkt, nämlich für die Mehr fach-Echo-Bildgebung, mit Ausnahme, daß jedes TE mit einem un terschiedlichen Phasen-Kodierungsschritt erfaßt wird. Üblicher weise werden lange TE-Werte genutzt, um hohe Raumfrequenzen abzudecken bzw. zu überbrücken und kurze TE-Werte, um niedrige Raumfrequenzen zu überspannen. Hierdurch wird S/N pro Zeitein heit maximiert.

Es kann anerkannt werden, daß ein typischer MRI-Nutzer mehr an relativ langen Pixel-Gruppen (z. B. "Blobs" oder "Kluster") als an einzelnen individuellen Pixeln innerhalb einer Abbildung in teressiert ist. Dies deshalb, da das menschliche Augen auf For men, Rändern etc. eher als auf exakte Werte eines einzelnen indi viduellen Pixels achtet.

Teilweise auf dieser Umsetzung basierend wurden Experimente durchgeführt, die ergaben, daß sich relativ kürzere Gesamtzeiten für die bildgebende Datenerfassung ohne augenfällige Auflösungs einbußen erzielen lassen. Dies läßt sich z. B. dadurch erreichen, daß die Datenerfassung gewichtet wird, indem niedrigere raum frequenz-phasenkodierte Abschnitte der gesamten Daten-Erfassungs- Sequenz bevorzugt werden. Durch diese zielgerichtete Änderung der Bildgebungs-Parameter während einer einzigen Bild-Folge der Datenerfassung können die individuellen Pixel-Werte eigentlich "falsch" sein, wenn sie konsequent mit präzisischem mathematischen Methoden analysiert werden. Da nichtsdestoweniger die endgültigen medizinischen Werte der Abbildung eher einen Bezug zu Formen, Rändern und Linien etc. von Gruppen von Pixeln aufweisen, ist das Ergebnis in einiger Hinsicht als besser zu bezeichnen.

Es wurde herausgefunden, daß für viele Abbildungszwecke die wichtigsten Daten soweit es den Abbildungs-Kontrast betrifft, eine relativ geringe Untermenge von vergleichsweise niedrigen raumfre quenz-phasenkodierten Untersequenzen umfaßt. Bei Zurverfügung stellung vergleichsweise größer Resourcen (z. B. der Daten-Erfas sungszeit) bezüglich dieses Abschnittes der Gesamtsequenz lassen sich Abbildungen erzielen, die ansonsten unmöglich wären. Insbe sondere kann ein Abbild mit nur einer 12minütigen Datenerfas sungszeit erhalten werden, welches im wesentlichen einem solchen entspricht, welches ansonsten in einer 30minütigen Abbildungs sequenz erstellt werden kann (weil z. B, eine reduzierte Daten erfassungs-Zeit den meisten der höheren raumfrequenz-phasenko dierten Unter-Sequenzen zugeteilt wurde).

Ein besonderes menschliches Gewebe mit relativ langem T1 NMR- Parameter ist Gehirn-Rückenmark-Flüssigkeit (CSF) mit einem T1 Parameter in der Größenordnung von 4 sec. Um gute kontrastrei che Bilder dieses CSF-Gewebes zu erzielen, sind somit sehr lange TR-Intervalle notwendig. Erfindungsgemäß jedoch werden solche benötigen relativ langen TR-Intervalle nur für vergleichsweise wenige der niedrigen raumfrequenz-phasenkodierten Unter-Sequenz zen benötigt. In der Theorie sollte mit relativ langen T1-Para metern auf diese Weise bildgebend erfaßtes Gewebe weniger gut definierten Ränder aufweisen. Unter vielen Umständen jedoch ist dies üblicherweise visuell nicht sichtbar und kann so geringfügig sein, daß es für die medizinische Interpretation vergleichsweise unbedeutend ist.

Ein möglicher Grund für die gemachten Beobachtungen ist, daß Gewebe mit relativ langem T1 üblicherweise von Gewebe mit rela tiv kurzem T1 umgeben ist. Somit wird das umgebende Gewebe auch bei vergleichsweise gutem Kontrast und Signal-zu-Unter grund-Verhältnis sogar bei hohen Raumfrequenzen wiedergegeben, wo kürzere TR-Intervalle benutzt werden. Tatsächlich wird ein vergleichsweise scharf definiertes Bild von langen T1-Geweben mit einem weniger gut definierten Abbild von kurzen T1-Geweben über lagert, und die kurzen T1-Gewebe-Grenzen helfen die Ränder der langen T1-Gewebe festzulegen.

Obwohl man räumliche Bildgebungseffekte durch programmierte Än derungen anderer Abbildungs-Parameter während einer einzigen Abbildungs-Sequenz erzielen kann (z. B. durch Änderung des an fänglichen Kern-Neigungs-Winkels, die Zeit bis zum Echo TE-Para meter etc.), wird bei dem augenblicklichen bevorzugten Ausfüh rungsbeispiel der Abbildungs-Parameter des Wiederholungs-Inter valls TR variiert, um selektiv die niedrigeren Raumfrequenz- Abbildungskomponenten der erfaßten Abbildungs-Daten zu verbes sern. Insbesondere wird ein stärkeres Signal von Kernen mit ver gleichsweise langen T1 NMR-Parametern erhalten, wodurch eine vergeichsweise höhere Abbildungsqualität von Geweben erzeugt wird, die solch längere Zeit-Konstant-Kerne haben.

Obgleich etwas unterschiedliche Techniken betroffen sind, können ähnliche endgültige Abbildungs-Ergebnisse durch Variation des anfängliche Nutations-Winkels R während einer einzigen Abbil dungs-Sequenz erzielt werden (d. h. verglichen mit oder zusätzlich zur Variation der TR-Abbildungs-Parametern während einer einzigen Abbildungs-Sequenz). Hier ist ein kleinerer Anfangs-Nutations- Winkel R in der endgültigen Wirkung mit einer längeren TR ver gleichbar. Um deshalb den Kontrast und das Signal-Untergrund- Verhältnis für längere T1-Gewebe für niedrige raumfrequenz-ko dierte Untersequenzen zu verbessern, wird der Anfangs-Nutations- Winkel R für diese niedrigeren Raumfrequenzen verringert.

Variables TR betont beispielsweise die langen T1 der CSF-Gewebe, indem ein langes TR für die niedrigen Frequenzphasen-Kodierung gen verwandt wird. Wenn diese Betonung gewünscht wird, kann dies auch durch Verringerung des Anregungs-Kipp- oder Sprung winkels von 90° erzielt werden. Wenn dieser Winkel verringert wird, nimmt das Signal zu, erreicht einen Peak (Ernst-Winkel) und nimmt auf Null ab, und zwar bei 0°. Je länger T1 ist, desto kleiner ist der Winkel, bei welchem der Peak oder die Signal spitze auftritt, und je größer die prozentuale Zunahme des Si gnals am Peak ist, verglichen mit dem Signal bei 90°. Deshalb sind kleine Kipp- oder Drehwinkel qualitätsmäßig ähnlich zu langen TR-Werten. Somit hat ein abnehmender Drehwinkel (Kipp winkel) für die niedrigeren Frequenzphasen-Kodierungen eine ähnliche Wirkung auf den Kontrast wie eine ausgedehnte TR. Klei ne Flip- oder Drehwinkel, die zur Hervorhebung der CSF benutzt werden, haben niedrigere S/N als eine Versuchsdurchführung in der Nähe der Ernst-Winkel für den Rest des weichen Gewebes mit kürzerer T1; deshalb besteht der Wunsch, höhere Frequenzphasen- Kodierungen (die schwächere Signale haben, wenn alle sonst gleich sind) mit vergleichsweise großen Drehwinkeln, um S/N zu maximieren und niedrigere Frequenzphasen-Kodierungen (die größere Signale haben) mit kleinen Winkeln zu erhalten, um die ge wünschten Kontraste zu erzeugen.

Bei Durchführung variabler TR-Bildgebung wurde herausgefunden, daß die durch geänderte Wirbelströme verursachten Verzerrungen oder Verzeichnungen auch eine wichtige Rolle bei der gesamten Bildqualität spielen. Es wurde jedoch herausgefunden, daß man Wirbelströme mit vergleichsweise "stabilem und beständigem Zu stand" dadurch aufrecht erhalten kann, indem man weiterhin die übliche Folge der gepulsten magnetischen Feldgradienten während eines verlängerten TR-Intervalls nutzt (aber ohne die übliche RF-Nutations-Pulse).

Dieses wie andere Ziele und Vorteile der Erfindung ergeben sich nachfolgend aus der Erläuterung der bevorzugten Ausführungsbei spiele unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen. Dabei zeigt im einzelnen:

Fig. 1 ein allgemeines Blockdiagramm einer erfindungsge mäß modifizierten MRI-Anlage;

Fig. 2A, 2B, 2C schematische Wiedergabe von MR-bildge benden Sequenzen zur Wiedergabe eines exemplarischen erfindungsgemäßen Aus führungsbeispieles zur Benutzung in der Anlage gemäß Fig. 1;

Fig. 3 eine schematische Wiedergabe von teilweise verarbei teten Bilddaten mit dem Zentralabschnitt des k-Raumes, dem größere Signal-Erfassngs-Bereiche (Re sourcen) in einem exemplarischen erfindungsgemäßen Ausführungsbeispiel zugewiesen sind;

Fig. 4 eine graphische Wiedergabe zur Erläuterung von Variation der TR Parameter während einer einzi gen Bild-Sequenz gemäß der vorliegenden Erfindung;

Fig. 5 eine Photographie einer MR-Abbildung, bei der eine herkömmliche Spinn-Echo-Daten-Erfassung mit einem fixierten TR von 1,0 sec benutzt wird;

Fig. 6 ein zu Fig. 5 ähnliches Foto, bei dem jedoch ein variables TR von 1 bis 2,7 sec benutzt wird, um eine Bildcharakteristik eines Daten-Erfassungs- Intervalls zu erzeugen, welches 270% länger ist als das gemäß Fig. 5 (wobei eigentlich eine gesamte Daten-Erfassungs-Zeit von nur 140% von derjenigen benötigt wird, die bei der Bildgebung gemäß Fig. 5 notwendig ist); und

Fig. 7A, 7B, 7C vereinfachte Flußdiagramme für die Steuerungs- und Regelungsprogrammge bung, um die Ausführungsbeispiele ge mäß den Fig. 2A, 2B und 2C jeweils auszuführen.

Die in Fig. 1 gezeigte MRI-Anlage 10 umfaßt das übliche Grund gerüst bzw. den Montagerahmen 12 (mit einem hochwertigen ma gnetischen Feldgenerator, RF und magnetischen Gradientenspulen, einem Patiententransportmechanismus etc.). Der Grundgerüst-Auf bau 12 weist Schnittstellen zu geeigneten MRI-System-Steuerungs Vorrichtungen 14 zur sequentiellen Steuerung und Regelung der magnetischen Feld- und Gradientenspulen-Generatoren, der RF-Sen der bzw. -Übertrager, der RF-Empfänger, etc. auf. Die Steuerung 14 umfaßt geeignete Analog-/Digital-Konverter zur Erfassung von MNR-RF-Antwortsignalen (Echosignalen) als Bilddaten während der aufeinanderfolgenden Daten-Erfassungs-Intervalle etc. (was ein auf dem vorliegenden Gebiet tätiger Fachmann zu würdigen weiß).

Üblicherweise umfaßt die Steuerungsanlage 14 zumindest einen pro grammierten Computer zur Durchführung der zeitbezogenen MRI- Verfahrensschritte in einer wirkungsvollen Weise unter der Kon trolle eines Operateurs mittels eines üblichen Tastatur-/Anzeige- Terminals 16. Wie in Fig. 1 mit dem Bezugszeichen 18 gezeigt ist, umfaßt ein exemplarisches erfindungsgemäßes Ausführungsbei spiel geeignete Programme (z. B. auf einem magnetischen oder Si lizium-basierenden Medium), um Veränderungen eines oder mehre rer bildgebender Parameter innerhalb einer einzigen MR-Bildge bungs-Sequenz zu steuern.

Ein einziges TR Intervall (von beispielsweise 256 Schicht- oder Scheibenvolumina in einer typischen vollständigen MR-Bildgebungs- Sequenz) ist in Fig. 2A dargestellt. Solch ein Intervall wird manchmal nachfolgend auch als "Sub-" oder "Untersequenz" der gesamten Bildsequenz bezeichnet.

In dem in Fig. 2A gezeigten Beispiel umfaßt ein TR-Intervall vier Sub-Intervalle t₁, t₂, t₃ und t₄. Am Beginn des exempla rischen TR-Intervalles wird ein anfänglicher RF-Nutations-Puls von R° (z. B. 90°) bei einem gleichzeitigen g_z magnetischen Gradientenpuls erzeugt, so daß ein bestimmtes Scheibenvolumen der NMR Kerne selektiv adressiert werden kann. Während des nachfolgenden t₁ Intervalls wird ein Phasen-Kodierungs-Puls g_y des magnetischen Gradienten auferlegt (z. B. mit einer Größe/ Dauer, die einer bestimmten Raumfrequenz-Phasenkodierung ent spricht). Das Signal wird nachfolgend in der gleichen Scheibe wiederholt (z. B. mittels eines schicht-selektiven 180° RF-Nu tations-Puls oder einer Gradienten-Umkehr), um ein erstes Spinn- Echo-Signal SE₁ während des t₂ Intervalls zu erzeugen. Während des ersten Spin-Echo-Signals wird ein Gradienten-Puls g_x aufer legt, um das Daten-Erfassungs-Intervall auszulesen (währenddes sen das RF-Spin-Echo-Signal abgetastet, digitalisiert und für die nachfolgenden MR-Bildgebungs-Verfahrensschritte gespeichert wird, indem beispielsweise zwei 2DFT benutzt werden, wie einem auf dem vorliegenden Gebiet tätigen Fachmann verständlich ist). Falls ge wünscht, wird das Signal nachfolgend noch einmal aufgerufen bzw. erzeugt (z. B. durch einen weiteren 180° RF-Puls oder Gra dienten-Umkehr), um in dem Intervall t₃ noch ein weiteres Spin- Echo-Signal SE₂ zu erzeugen (welches auch als Daten für die MR- Bildgebungs-Prozeßzwecke benutzt werden kann).

Der Rest des TR Intervalls in Fig. 2A ist während des Intervalls t₄ "aufgefüllt" bzw. "gedämpft", um die gewünschten TR Parame ter-Werte zu produzieren. Wie in der schematischen Wiedergabe an dem unteren Abschnitt gemäß Fig. 2A gezeigt ist, kann das TR Intervall für eine bestimmte ΔR Phasenkodierung N-mal während einer "Multi-Schicht"-Bild-Sequenz wiederholt werden.

Wie in Fig. 2B dargestellt ist, kann alternativ das TR-Intervall so interpretiert werden, daß es die Gesamtheit der N-Multi-Schei ben-Subsequenzen umfaßt, die durch das Zeitintervall t₅ "aufge füllt" (gedämpft) sind (das Intervall t₄ soll innerhalb jeder Schicht-Sequenz nun möglichst Null sein). Wo das TR Intervall, wie in Fig. 2B gezeigt ist, gedämpft wird, dann können die ge wöhnlich einen "konstanten Zustand" aufweisenden Wirbelströme genügend um ein Bild-Artifakt zu erzeugen.

Um diese Veränderungen in Wirbelströmen zu vermeiden (die Ver zerrungs-Artifakts in den Bildern erzeugen können), kann das t₅ Intervall "aufgefüllt" bzw. "gedämpft" werden, wie dies schema tisch in Fig. 2C dargestellt ist, indem zyklisch sich wieder holend alle üblichen magnetischen Gradienten-Puls-Untersequenzen während t₅ für alle nachfolgenden Schichten bzw. Scheiben S1 . . . in dem üblichen Multi-Schicht-Verfahren wiederholt werden, aller dings ohne Anwendung der RF-Nutations-Pulse.

Eine k-Raum-Zeichnung von teilweise verarbeiteten Bilddaten für ein Schichtvolumen ist in Fig. 3 dargestellt, die eine separate Datenlinie für jede der 256 Daten-Erfassungs-Untersequenzen zeigt. In diesem besonderen Beispiel tritt die maximale Raumfrequenz- Phasenkodierung von +Δ während des Daten-Erfassungs-Unterin tervalls 1 auf.

Jedes nachfolgende Datend-Erfassungs-Unterintervall schwächt die Phasenkodierung mit einer Zunahme δ bis zum 128ten Daten-Er fassungs-Subintervall, bei welchen die Raumfrequenz-Phasenkodie rung Null ist. Nachfolgend nimmt die Phasenkodierung inkremen tal, d. h. schrittweise in negativer Richtung für den Rest der 256 Datenerfassungen zu. In dem gegenwärtig bevorzugten Ausfüh rungsbeispiel wird die Zuweisung größerer Erfassungs-Resourcen (Systemelemente) zu dem Zentralabschnitt des k-Raumes, wie durch die strichlierten Linien in Fig. 3 dargestellt, bevorzugt. In diesem Ausführungsbeispiel werden insbesondere im Zentrum 16 Datenerfassungen (Datenerfassungs-Nummern 121 bis 136) durchge führt und ermöglicht, wobei längere TR-Intervalle benutzt werden, um den Kontrast und das den niedrigeren Raumfrequenzen in dem endgültigen Bild zugeordnete Signal-/Rausch-Verhältnis zu verbes sern. Wie bereits zuvor ausgeführt wurde, können ähnliche end gültige Bilder dadurch erhalten werden, daß der anfängliche Nutationswinkel R zwischen diesen zentralen Datenaquisitionen verringert wird.

Mehrere mögliche "Wellenformen"-Variationen der TR-Bild-Parameter über eine einzige Bildsequenz (von z. B. 256 Untersequenzen) ist in Fig. 4 dargestellt. (Wie nachvollziehbar ist, wäre die Varia tion bezüglich R, falls durchgeführt, für ähnliche Bildergeb nisse invers zu der in Fig. 4 gezeigten Wellenform.) Auf den er sten Blick könnte man versucht sein, ein "Quadrat"-Wellenmuster von TR-Variationen zu benutzen, wie dies mit dem Bezugszeichen 40 in Fig. 4 gezeigt ist. Bei Verwendung eines 4 : 1 Verhältnisses der TR-Intervalle, wie gezeigt, kann man eine 70%ige Zeitein sparung erreichen und erhält endgültige Bilder, die in mancher Hinsicht charakteristisch bezüglich der längsten 4x TR-Intervalle TR₂ sind (sogar wenn die größte Menge der Daten-Erfassungs-Sub intervalle nur einen 1x TR-Parameter TR₁ nutzen).

Eine andere Möglichkeit ist eine "dreieckförmige" Welle, die mit Bezugszeichen 42 gekennzeichnet ist. Noch andere Möglichkeiten sind mit Bezugszeichen 44 gekennzeichneten Wellenformen nach Art einer Gauß- oder Hamming-Funktion oder eine modifizierte Qua drat-Wellenform (z. B. mit Rampenübergängen, wie mit Bezugszei chen 46, 48 in Fig. 4 bezeichnet). Aus nachfolgend noch detail lierter erläuterten Gründen sollten zumindest einige der niedri geren phasenkodierten Daten-Erfassungs-Subintervalle vorzugsweise relativ konstante TR-Parameter-Werte aufweisen, weshalb die Wel lenform 44 oder 46, 48 augenblicklich bevorzugt werden.

Eine Zahl von in Fig. 4 dargestellten TR "Wellenform" wurden unter Verwendung einer Baby-Öl-Flasche plus einer Flasche einer Salzlösung als Phantomobjekt getestet. Als die Breite des qua dratischen TR-Musters 40 vergrößert wurde, wurde ein ringför miges Artifakt mit ansteigender Frequenz bemerkt. Bei Nachdenken konnte solch ein ringförmiges Artifakt basierend auf einer Fourier-Transformation einer quadratischen Wellenform erwartet werden. Da ringförmige Artifakts bei den endgültigen Bildern nicht gewünscht sind, wird gegenwärtig auf jeden Fall ein solch scharfer Übergang der TR-Werte nicht bevorzugt (obgleich dadurch ein akzeptables Bildergebnis unter bestimmten Umständen erzielt werden kann).

Das Auftreten von Ringen bzw. Resonanzen bei der Anpassung von schroffen TR oder R-Wechsel kann durch die Verwendung eines k-Raumfilters in der phasenkodierten Richtung verbessert werden, wodurch die Signalwerte in der Nähe der Übergangsstelle abfallen (um die Werte der plötzlichen Stufe in der Signal-Stärke zu ver mindern). Solch ein Filter kann 10 Linien in dem k-Raum auf je der Seite der Übergangsstelle aus einem 256-Linien-Erfassungs- Spektrum überspannen und abdecken. Wäre z. B. das Filter 10 Linien vor der Stufe einheitlich, und würde von einer Seite linear abnehmen und von der anderen Setie der Übergangsstelle linear zunehmen, dann kann eine Seite der Übergangsstelle 1.1 und die andere 0.9 erreichen, und zwar derart, daß der größere (kleine re) Wert des Filters bezüglich der k-Linien mit kleinerem (größe rem) Signal angewandt werden würde, z. B. lange (kurze) TR oder kleine (große) Flip- oder Drehwinkel. In diesem Falle gäbe es einen 20%igen Ausgleichsfaktor.

Da der T1 des CSF-Gewebes gut bekannt und bei allen Feldstärken fest ist, kann der Ausgleichsfaktor für TR oder Drehwinkelpaare berechnet werden.

Da die Gauß- oder Hamming-Funktions-Wellenform 44 eine Fourier- Transformation mit wirklich schwachen Seitenschwingern aufweist (was als mit dem Bild übereinander gefaltet betrachtet werden kann), wobei diese Form der TR-Wellenform ebenfalls an den Phantomobjekten getestet wurde (und an einem freiwilligen Patien ten). Da die Effekte der TR Variationen bezüglich der Signalstär ken nicht linear sind, wird angemerkt, daß erwartet werden kann, daß das Muster der Signalstärken eine verzerrte Version des TR Wellenform-Musters (in sec) ist.

Wenn Gauß- oder Hamming-Funktions-Wellenformen benutzt werden, dann offenbaren die Phantomtests keine ringförmige Artifakts. Die Kopfabtastung eines freiwilligen Patienten sieht ebenfalls gut aus, hat aber einige sehr schwache hochfrequente (Rest-)Wellig keit. Dieser besondere Test verwandte eine doppelte Spin-Echo-Se quenz (TE Werte von 40 bzw. 80 msec) mit TR Parameter, die zwi schen 2,8 und 1,0 sec wechselten (wie bei der Wellenform 44 in Fig. 4 gezeigt). Da das wirklich weite Hamming-Funktions-Muster für diesen Test benutzt wurde, war die Abtastzeit nur ungefähr 1/3 kürzer als diejenige einer vergleichbaren 2,8 sec TR-Abta stung (während einer 9-Scheiben Multischeiben-Erfassungs-Se quenz).

Basierend auf der Fourier Transformation der dreieckförmigen Wel lenform 42 kann man eine Durchführung erwarten, die eine Art Kompromiß zwischen der quadratischen Wellenform 40 und der Ham ming-Funktion-Wellenform 44 darstellt. Wie jeodch bemerkt wurde, wird die eigentliche Form des Musters in Einheiten der Signal stärke eine verzerrte Version des TR-Musters sein (in sec). Auf grund dieser Verzerrung kann die Verwendung eines dreieckförmi gen Musters 42 begreiflicherweise Resultate zustande bringen, die so gut wie die Hamming-Funktion 44 sind (nach deren erwarteten Verzerrung).

Die in den Fig. 5 und 6 dargestellten Fotos geben ein stan dardisierten fixiertes TR Intervall-Abbild bzw. ein Abbild mit variablem TR wieder. Eine 9-Schicht Multi-Schicht-Abtastung wird unter Verwendung einer zweidimensionalen FT Weise durchgeführt, wodurch zwei Spin-Echo-Signale an jeder der neun Schichten pro duziert wurden. Eien Standard TR-Abtastung (Fig. 5) basiert auf einer gesamten Wiederholungszeit von 1,0 sec. Die variable TR Abbildungssequenz (Fig. 6) verwendet einen TR Parameter, der bei 1,0 sec für die äußeren 64 Raumfrequenz-Phasenkodierungen verbleibt und welcher linear auf ungefähr 2,7 sec bei dem Zen trum-Zyklus ansteigt (z. B. 0 Raumfrequenz/Phasenkodierung), bevor er über die nächsten 64 Phasenkodierungen auf 1,0 sec ab nimmt, wo er für die letzten 64 Phasenkodierungen konstant bleibt. Somit erfordert die Variable Abtastung ungefähr 40% mehr Zeit. Das daraus resultierende Bild (Fig. 6) beinhaltet jedoch den Kontrast und ein Signal-zu-Rausch-Verhältnis einer Bild-Se quenz, die ungefähr eine 270% höhere Daten-Erfassungs-Zeit er fordert.

Wie man aus dem Vergleich der Fig. 5 und 6 ersehen kann, ergibt sich eine markante Verbesserung (in Fig. 6) bezüglich des Gewebe-Kontrast und der Signalstärke. Somit kann man schnellere Gesamt-Abtast-Zeiten für eine bestimmte Bild-Charak teristik erzielen, wenn die Erfindung benutzt wird. In der Tat ist es möglich, eine Abtast-Sequenz wirksam unter Benutzung der Er findung durchzuführen, die unerträglich lang wäre, wenn sie nach dem bisherigen Standard unter Verwendung eines feststehen den TR-Intervalls durchgeführt worden wäre.

Somit lassen sich die Anwendungen des MRI-Verfahrens verbessern und über den Bereich hinaus steigern, der mit früheren Techniken möglich war.

Die vorliegende Erfindung wurde auch für dreidimensionale FT-Ab tastungen verwandt. Hier ist der relative Zeitvorteil sogar grö ßer, da zwei phasenkodierte Dimensionen (y und z) existieren, über die das TR-Intervall variiert werden kann. Beispielsweise werden relativ längere TR-Intervalle nur in den zentralen niedri geren Raumfrequenz-Abtastzeiten benutzt (z. B., wenn nur sehr kleine phasenkodierte magnetische Gradientenpulse zur Kodierung sowohl in der y- als auch in der z-Achse benutzt werden.

Es wurden erfolgreich Phantomobjekte bildgebend dargestellt, die einen Kontrast aufweisen, der Abtastungen ähnelt, die im anderen Fall 10 bis 20mal die tatsächliche Abtastzeit erfordern würden, die für diese Experimente benötigt wurde.

Bei Verwendung der Erfindung haben die Ränder der dargestellten Objekte (z. B. die höheren Raumfrequenz-Komponenten) nur einen Kontrast, der für die kürzeren TR-Intervalle charakteristisch ist. Die variable TR-Abbildung von Fig. 6 kann deshalb ein bißchen "unschärfer" sein, wenn die feinsten strukturellen Details ver glichen werden. Nichtsdestoweniger werden die größeren niedrigen Raumfrequenz-Darstellungen von üblicherweise größtem medizini schen Interesse verbessert, wie die selbst aus den Fotos der Fig. 5 und 6 ersichtlich ist (wobei die gedruckten Patentzeich nungen aufgrund verschiedener Druck- und Reproduktionsverfahren von verschlechterter Qualität sind).

Es sind gegenwärtig auch als vorteilhaft betrachtet, einen be grenzten Bereich von festgelegten TR-Parametern in einem Bereich der niedrigsten frequenz-phasenkodierten Daten-Erfassungs-Sub sequenzen zu haben. Dies deshalb, da verschiedene praktische Mängel typischwerweise zu den stärksten Rohdaten-Signalen führt, die um einen kleinen Wert zu der erwarteten Fixierung bzw. Lage bei der Null-Phasenkodierungs-Gradientenstärke versetzt liegen.

Wenn der TR-Parameter während dieser sehr wichtigen (d. h. die Größe des Betrages) Signale variiert wird, dann kann dies zu einer markanten Bildverzerrung führen (ebenso wie zum Verlust der Leistungsfähigkeit).

Ein mögliches Steuer-Computer-Programm-Segment zur Ausführung der variablen TR-Sequenz von Fig. 2A ist in vereinfachtem Fluß diagramm in Fig. 7A dargestellt. Es wird hier unterstellt, daß eine Tabelle von indexierten TR Werten gespeichert ist, um eine gewünschte funktionelle Beziehung oder "Wellenform", wie in Fig. 4 dargestellt ist, wiederzugeben.

Über einen Eingang 70 werden ein Scheiben- oder Schichtzähler SL, ein Untersequenz-Zähler SEQ und ein Phasen-Kodierungs-Para meter g_y bei 72 vorbereitet bzw. in Gang gesetzt. Dann wird eine konventionelle Daten-Erfassungs-Untersequenz während t₁ bis t₃ bei 74 durchgeführt. Das Intervall t₄ wird aufgefüllt bzw. ge dämpft, und zwar auf den Wert, der durch den geeigneten inde xierten TR-Hebel bei 76 angezeigt ist. Die Zähler SL und SEQ zäh len bei 78 schrittweise hoch, und der Zähler SL wird für einen maximalen Wert bei 80 getestet. Die innere Schleife wird so einmal für alle N-Schichten durchgeführt, bevor die Steuerungsanweisun gen den Block 82 passieren, wobei g_y abnimmt und der SEQ-Zäh ler für einen Maximumwert bei 84 getestet wird. Falls noch nicht das Maximum erreicht ist, wird der Zähler SL zurückgesetzt (re setet), und zwar auf den Anfangswert bei 86 und die äußere Schleife wird wiederholt. Schließlich wird bei 88 eine Programm- Rücksprung-Anweisung angetroffen.

Die Folge gemäß Fig. 2B kann mittels eines Programm-Segments, wie in Fig. 7B gezeigt, durchgeführt werden. Hier wird nach dem Eintritt bei 90 bei 92 auch die Vorbereitung bzw. die In gangsetzung durchgeführt, bevor ein Subsequenz-Intervall t₁ bis t₃ bei 974 durchgeführt wird. Der Schichtenzähler wird bei 96 schrittweise raufgesetzt und testet bei 98 die innere Rück-Schlei fe, um sofort die Untersequenz für die nächste Scheibe zu wieder holen.

Nachdem alle N-Scheiben so abgearbeitet sind, wird die t₅ Auffül lung bzw. Dämpfung bei Bezugszeichen 100 durch einen geeigneten TR-Wert durchgeführt (wie durch den SEQ-Zähler indexiert, der bei Bezugszeichen 102 schrittweise aufgesetzt und bei 104 für eine Außenschleife zurück über den Schichten-Zähler-Reset bei 106 ge testet wird).

Ein möglicher Programmrücksprung wird bei 108 angetroffen.

Die Sequenz von Fig. 2C kann durch ein Programmsegment abge arbeitet werden, welches in Fig. 7C gezeigt ist (welches ähnlich zu dem gemäß Fig. 7B ist und deshalb die gleichen Referenznum mern wie das zuerst genannte aufweist, mit Ausnahme bei 100′, wo die fortgesetzte Wiederholung eines magnetischen Gradienten pulses während der t₅ Auffüll- bzw. Dämpfungsphase bewirkt wird).

Zusammenfassend läßt sich also die Erfindung wie folgt schildern:

Zumindest ein Spektroskopieparameter (z. B. das Wiederholungs- Intervall TR oder der anfängliche Nutations-Winkel R) wird während der Folge einer einzelnen MR-Abbildungs-Sequenz vari iert. Diese Variation bezüglich zumindest eines Spektroskopie parameters wird vorzugsweise so gesteuert, daß der Kontrast und das Signal-zu-Rauschuntergrund-Verhältnis der niedrigeren Raum frequenz-Abbildungskomponenten erhöht werden. Werden beispiels weise längere TR-Intervalle (oder kleiner anfängliche Nutations winkel R) während der niedrigeren raumfrequenz-phasenkodierten Sub-Sequenzen benutzt, wird vergleichsweise ein stärkeres Signal von den NMR-Kernspins aufsummiert, die lange T1-Parameter auf weisen, wodurch ein resultierendes Abbild mit mehreren charak teristischen Merkmalen einer seht viel längeren Gesamt-Sequenz erzeugt wird (z. B. wenn man gleichförmig relativ lange TR-In tervalle für alle raumfrequenz-phasenkodierten Sub-Sequenzen verwendet).

Obgleich nur wenige exemplarische Ausführungsbeispiele der Erfin dung im Detail beschrieben wurden, ist es für Fachleute auf dem vorliegenden Gebiet ersichtlich, daß viele Variationen und Modifi kationen im Rahmen der erläuterten Ausführungsbeispiele durchge führt werden können, ohne die vielen neuen Vorteile und Merkmale der vorliegenden Erfindung zu verlassen. Deshalb werden alle sol che Variationen und Modifikation als zum Erfindungs- und Schutzbereich der Ansprüche gehörend betrachtet.

Claims

1. Magnetisches Resonanzspektroskopie MRI-Verfahren mit den Schritten:

- Induzieren und Empfangen von MRI-Daten bezüglich der Kern spins, die in einer einzigen visuellen Abbildung während einer Folge von Wiederholungs-Intervallen TR bildgebend erfaßt wer den sollen, und
- Verändern zumindest eines steuerbaren magnetischen Resonanz- (MR)-Spektroskopie-Parameters während zumindest einer Unter gruppe bzw. einem Teil der Wiederholungs-Intervalle zur Ver besserung des Kontrastes und des Signal-zu-Rauschuntergrund- Verhältnisses der niedrigen Raumfrequenz-Abbildungs-Kompo nenten im Verhältnis zu den höheren Raumfrequenz-Abbildungs- Komponenten.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der zumindest eine steuerbare MR-Spektroskopie-Parameter ein Zeit intervall ist, welches die Dauer des TR-Intervalls erhöht.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zumindest einsteuerbar MR-Spektroskopie-Parameter ein magneti scher Kernresonanz-(NMR)-Nutations-Winkel ist, der während der Untergruppe bzw. eines Teiles der Wiederholungs-Intervalle einen unterschiedlichen Wert aufweist.

4. Verfahren nach Anspruch 1, 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß der zumindest eine steuerbare MR-Spektroskopie-Parameter während einiger Wiederholungs-Intervalle der Untergruppe bzw. der Teilmengen im wesentlichen konstant gehalten wird.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß zu mindest ein steuerbarer MR-Spektroskopie-Parameter zwischen einer Untergruppe bzw. einem Teil der TR-Wiederholungs-Intervalle gra duell geändert wird, die eine niedrigere Raumfrequenz-Phasenko dierung aufweisen, wobei die verbleibenden TR-Wiederholungs-In tervalle eine vergleichsweise höhere Raumfrequenz-Phasenkodierung aufweisen.

6. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß eine Dimension der Raumfrequenz-Phasenkodierung und zwei Dimensionen einer Fourier-Transformation zur Erzeugung einer visuellen Ab bildung benutzt werden.

7. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß zwei Dimensionen einer Raumfrequenz-Phasenkodierung und drei Dimen sionen einer Fourier-Transformation zur Erzeugung einer visuel len Abbildung benutzt werden.

8. Magnetisches Resonanzspektroskopie-Verfahren mit den folgen den Schritten:

a) Induzieren und Aufzeichnen von magnetischen Kernresonanz- (NMR) RF Antwort- oder Echosignalen von den abzubildenden Kernspins, wobei sich ändernde vorbestimmte Zunahmen der Raumfrequenz-Phasenkodierung während N folgende Wiederho lungs-Intervallen der Dauer TR verwandt werden;
b) Ändern der Wiederholungs-Interfall-Dauer TR von einem Wert TR₁ für eine Untergruppe bzw. Teilmenge der höheren raumfre quenz-phasenkodierten Wiederholungsintervalle auf einen un terschiedlichen Wert TR₂ für eine Untergruppe bzw. Teilmenge von niedrigeren raumfrequenz-phasenkodierten Wiederholungsin tervallen;
c) Verarbeiten der aufgezeichneten NMR RF-Antwort- bzw. Echosi gnale für den erhaltenen vollständigen Satz von raumfrequenz phasenkodierten Wiederholungsintervallen, wobei zumindest zwei Dimensionen einer Fourier-Transformation benutzt werden, um eine magnetische Resonanz-Abbildung der Kernspins zu erzeu gen.

9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß der Wert TR₂ im wesentlichen größer ist als der Wert TR₁, wobei das erhaltene Abbild einen Kontrast und eine Charakteristik des Si gnal-zu-Raumuntergrund-Verhälntisses des längeren TR-Intervalls TR₂ besitzt, wobei die erforderliche Gesamtzeit zum Induzieren und Aufzeichnen von NMR-Daten im wesentlichen kürzer ist als die Zeit, die erforderlich gewesen wäre, wenn alle Wiederholungs- Intervalle eine solche Dauer hätten.

10. Verfahren zur Erfassung magnetischer Resonanz-MR-Abbil dungsdaten innerhalb einer vorbestimmten begrenzten Datenerfas sungs-Zeit mit einem T1 und/oder T2 Abbildungs-Kontrast und einem Signal-zu-Rauschuntergrund-Verhältnis für niedrige Raum frequenzen der Abbildungsdaten, die für eine Datenerfassungszeit charakteristisch sind, die länger ist als die vorbestimmte begrenz te Datenerfassungszeit, mit folgenden Schritten:

- während der magnetischen MR-Resonanz Abbildungsdaten-Erfas sung für niedrige Raumfrequenzen wird zumindest ein MR-Abbil dungs-Parameter geändert, um größere NMR RF Antwort- bzw. Echosignale von Kernspins mit längeren T1 und/oder längeren T2 NMR-Parametern verglichen mit einer MR Abbildungs-Daten erfassung für höhere Raumfrequenzen zu erzeugen.

11. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die NMR Wiederholungszeit TR für eine Untergruppe bzw. eine Teil menge der niedrigeren Raumfrequenzen länger gemacht wird.

12. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß ein NMR-Nutationswinkel R unterschiedlich zu einer Untergruppe bzw. Teilmenge der niedrigeren Raumfrequenzen gemacht wird.

13. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß das k-Raumfilter auf die erfaßten Daten angewandt wird, um plötzli che Änderungen in den MR Spektroskopieparameter während einer einzigen Abbildungssequenz zu kompensieren.

14. Verfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß eine phasenkodierte Multi-Schicht MR Abbildungs-Sequenz für die Datenerfassung benutzt und die Zeit zwischen den Datenerfassun gen für unterschiedliche Schichtvolumen geändert wird, um zu mindest teilweise die Dauer des TR Intervalles zu steuern.

15. Verfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die phasenkodierte Multi-Scheiben MR Abbildungs-Sequenz für die Da tenerfassung benutzt und die Zeit zwischen den wiederholten Da tenerfassungen für eine Gruppe von Schichtvolumen geändert wird, um zumindest teilweise die Dauer des TR Intervalles zu steuern.

16. Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß eine Folge von magnetischen Gradienten- und RF-Pulsen benutzt wird, um MR Abbildungsdaten von einer individuellen Schicht zu induzieren, und wobei während dieser Zeit zwischen den wieder holten Datenerfassungen für eine Gruppe von Schichten eine ma gnetische Gradientenpuls-Folge fortgesetzt auftritt, wodurch im wesentlichen ein stationärer Zustand der Wirbelstromeffekte selbst dann aufrecht erhalten wird, wenn das TR-Intervall verändert wird.

17. Verfahren zumindest nach einem der Ansprüche 10, 11, 12, 13, 14, 15 oder 16, dadurch gekennzeichnet, daß der geänderte MR Spektroskopieparameter über eine Untergruppe von den niedrigen Raumfrequenzen in dem Nachbarbereich der Null-Frequenz im we sentlichen konstant gehalten wird.

18. Verfahren nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß der geänderte MR Spektroskopie-Parameter graduell zwischen seinem Wert für die niedrigeren Raumfrequenz und seinem Wert für die höhe ren Raumfrequenzen geändert wird.

19. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß eine Dimension der Raumfrequenz-Phasenkodierung und zwei Dimen sionen der Fourier-Transformation zur Erzeugung einer visuellen Abbildung benutzt werden.

20. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß zwei Dimensionen der Raumfrequenz-Phasenkodierung und drei Di mensionen der Fourier-Transformation zur Erzeugung einer visuel len Abbildung benutzt werden.

21. Magnetische Resonanzspektroskopie Anlage mit

- einer Einrichtung zum Induzieren und Empfangen von MRI-Daten bezüglich der Kernspins, die in einer einzigen visuellen Abbil dung während einer Folge von Wiederholungs-Intervallen TR bildgebend erfaßt werden sollen, und
- einer Einrichtung zum Ändern zumindest eines steuerbaren ma gnetischen Resonanz-(MR)-Spektroskopie-Parameters während zu mindest einer Untergruppe bzw. einem Teil der Wiederholungs- Intervalle zur Verbesserung des Kontrastes und des Signal-zu- Rauschuntergrund-Verhältnisses der niedrigen Raumfrequenz- Abbildungs-Komponenten im Verhältnis zu den höheren Raumfre quenz-Abbildungs-Komponenten.

22. Anlage nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, daß der zumindest eine steuerbare MR-Spektroskopie-Parameter ein Zeit intervall ist, wobei die Einrichtung zur Änderung eine Zunahme bewirkt, um die Dauer des TR-Intervalls zu erhöhen.

23. Anlage nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Änderung einen magnetischen Kernresonanz-(NMR)- Nutations-Winkel bewirkt, der während der Untergruppe bzw. eines Teiles der Wiederholungs-Intervalle einen unterschiedlichen Wert aufweist.

24. Anlage nach Anspruch 21, 22 oder 23, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Änderung den zumindest einen steuerbaren MR-Spektroskopie-Parameter während einiger Wieder holungs-Intervalle der Untergruppe bzw. der Teilmengen im we sentlichen konstant hält.

25. Anlage nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, daß zu mindest ein steuerbarer MR-Spektroskopie-Parameter zwischen einer Untergruppe bzw. einem Teil der TR-Wiederholungs-Intervalle gra duell geändert wird, die eine niedrigere Raumfrequenz-Phasenko dierung aufweisen, wobei die verbleibenden TR-Wiederholungs-In tervalle eine vergleichsweise höhere Raumfrequenz-Phasenkodierung aufweisen.

26. Anlage nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, daß eine Einrichtung zur Benutzung einer Dimension der Raumfrequenz-Pha senkodierung und zweier Dimensionen einer Fourier-Transformation zur Erzeugung einer visuellen Abbildung vorgesehen ist.

27. Anlage nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, daß eine Einrichtung zur Benutzung zweier Dimensionen einer Raumfrequenz- Phasenkodierung und dreier Dimensionen einer Fourier-Transforma tion zur Erzeugung einer visuellen Abbildung vorgesehen ist.

28. Magnetisches Resonanzspektroskopie-Anlage mit

a) einer Einrichrichtung zum Induzieren und Aufzeichnen von magne tischen Kernresonanz-(NMR) RF Antwort- oder Echosignalen von den abzubildenden Kernspins, wobei sich ändernde vorbestimm te Zunahmen der Raumfrequenz-Phasenkodierung während N fol genden Wiederholungs-Intervallen der Dauer TR verwandt werden;
b) einer Einrichtung zum Ändern der Wiederholungs-Intervall- Dauer TR von einem Wert TR₁ für eine Untergruppe bzw. Teil menge der höheren raumfrequenz-phasenkodierten Wiederho lungsintervalle auf einen unterschiedlichen Wert TR₂ für eine Untergruppe bzw. Teilmenge von niedrigeren raumfrequenz-pha senkodierten Wiederholungsintervallen;
c) einer Einrichtung zum Verarbeiten der aufgezeichneten NMR RF-Antwort- bzw. Echosignale für den erhaltenen vollständigen Satz von raumfrequenz-phasenkodierten Wiederholungsinterval len, wobei zumindest zwei Dimensionen einer Fourier-Transfor mation benutzt werden, um eine magnetische Resonanz-Abbil dung der Kernspins zu erzeugen.

29. Anlage nach Anspruch 28, dadurch gekennzeichnet, daß der Wert TR₂ im wesentlichen größer ist als der Wert TR₁, wobei das erhaltene Abbild einen Kontrast und eine Charakteristik des Si gnal-zu-Raumuntergrund-Verhältnisses des längeren TR-Intervalls TR₂ besitzt, wobei die erforderliche Gesamtzeit zum Induzieren und Aufzeichnen von NMR-Daten im wesentlichen kürzer ist als die Zeit, die erforderlich gewesen wäre, wenn alle Wiederholungs- Intervalle eine solche Dauer hätten.

30. Anlage zur Erfassung magnetischer Resonanz-MR-Abbildungs daten innerhalb einer vorbestimmten begrenzten Datenerfassungs- Zeit mit einem T1 und/oder T2 Abbildungs-Kontrast und einem Si gnal-zu-Rauschuntergrund-Verhältnis für niedrige Raumfrequenzen der Abbildungsdaten, die für eine Datenerfassungszeit charakteri stisch sind, die länger ist als die vorbestimmte begrenzte Daten erfassungszeit,

- mit einer Einrichtung zur Änderung zumindest eines MR-Spektro skopie-Parameters während der magnetischen MR-Resonanz Abbil dungsdaten-Erfassung für niedrige Raumfrequenzen, um größere NMR RF Antwort- bzw. Echosignale von Kernspins mit längeren T1 und/oder längeren T2 NMR-Parametern verglichen mit einer MR Abbildungs-Datenerfassung für höhere Raumfrequenzen zu er zeugen; und
- mit einer Einrichtung zur Verarbeitung der Antwort- oder Echo signale, um eine visuelle MR-Abbildung zu erzeugen.

31. Anlage nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Änderung bewirkt, daß die NMR Wiederholungszeit TR für eine Untergruppe bzw. eine Teilmenge der niedrigeren Raumfrequenzen länger ist.

32. Anlage nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Änderung bewirkt, daß ein NMR-Nutationswinkel R unterschiedlich zu einer Untergruppe bzw. Teilmenge der niedri geren Raumsequenzen ist.

33. Anlage nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Änderung bewirkt, daß der MR-Spektroskopiepara meter während einer einzigen Abbildungssequenz plötzlich geän dert wird, und daß ferner eine Einrichtung zur Filterung der er faßten Daten im k-Raumfilter zur Kompensation der aprupten Än derungen vorgesehen ist.

34. Anlage nach Anspruch 31, dadurch gekennzeichnet, daß eine phasenkodierte Multi-Schicht MR Abbildungs-Sequenz für die Datenerfassung benutzt wird und daß die Einrichtung zur Ände rung bewirkt, daß die Zeit zwischen den Datenerfassungen für unterschiedliche Schichtvolumen geändert wird, um zumindest teil weise die Dauer des TR Intervalles zu steuern.

35. Anlage nach Anspruch 31, dadurch gekennzeichnet, daß die phasenkodierte Multi-Scheiben MR Abbildungs-Sequenz für die Da tenerfassung benutzt wird und daß die Einrichtung zur Änderung bewirkt, daß die Zeit zwischen den wiederholten Datenerfassungen für eine Gruppe von Schichtvolumen geändert wird, um zumindest teilweise die Dauer des TR Intervalls zu steuern.

36. Anlage nach Anspruch 35, dadurch gekennzeichnet, daß eine Folge von magnetische Gradienten- und RF-Pulsen benutzt wird, um MR Abbildungsdaten von einer individuellen Schicht zu indu zieren, und daß eine Einrichtung zur Änderung bewirkt, daß eine magnetische Gradientenpuls-Folge fortgesetzt auftritt, wodurch im wesentlichen ein stationärer Zustand der Wirbelstromeffekt selbst dann aufrecht erhalten wird, wenn das TR-Intervall verändert wird.

37. Anlage zumindest nach einem der Ansprüche 30, 31, 32, 33, 34, 35 oder 36, dadurch gekennzeichnet, daß eine Einrichtung zur Änderung vorgesehen ist, die bewirkt, daß der geänderte MR Spektroskopieparameter über eine Untergruppe von den niedrigen Raumfrequenzen in dem Nachbarbereich der Null-Frequenz im we sentlichen konstant gehalten wird.

38. Anlage nach Anspruch 37, dadurch gekennzeichnet, daß eine Einrichtung zur Änderung bewirkt, daß der geänderte MR Spek troskopieparameter graduell zwischen seinem Wert für die niedri geren Raumfrequenzen und seinem Wert für die höheren Raumfre quenzen geändert wird.

39. Anlage nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, daß eine Einrichtung zur Benutzung einer Dimension der Raumfrequenz-Pha senkodierung und zweier Dimensionen der Fourier-Transformation zur Erzeugung einer visuellen Abbildung vorgesehen ist.

40. Anlage nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, daß eine Einrichtung zur Benutzung zweier Dimensionen der Raumfrequenz- Phasenkodierung und dreier Dimensionen der Fourier-Transforma tion zur Erzeugung einer visuellen Abbildung vorgesehen ist.