DE4137217A1 - Verfahren der kernspin-tomographie - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1.

Bei konventionellen Verfahren der Kernspintomographie wird zur Aufnahme eines Bildes der Matrixgröße m·n eine Anzahl von m Einzelschritten benötigt, welche jeweils n komplexe Datenpunkte enthalten. Je nach Art der Ortskodierung wird das Bild dann entweder durch zwei-dimensionale Fourier-Transformation oder (seltener) durch gefilterte Rückprojektion erstellt. Für zwei-dimensionale Bildaufnahmen wird dabei die Aufnahme von m Einzelschritten erforderlich, um die Ortsinformation in der zweiten Bildrichtung zu kodieren. Bei Verwendung der zwei-dimensionalen Fourier-Transformation wird dabei die Stärke des Phasenkodiergradienten von Einzelschritt zu Einzelschritt variiert, in diesem Falle wird daher auch der Begriff Phasenkodierschritt verwendet. Die Zeit zwischen zwei Einzelschritten für jede Schicht definiert den Bildkontrast. Für klinische Anwendungen hat sich dabei bei der meist angewandten Spinecho-Technik eine Wiederholzeit von 500 ms oder mehr als günstig herausgestellt. Innerhalb dieser Wiederholzeit lassen sich ohne weiteres Einzelschritte aus mehreren Schichten oder Scheiben (bis zu etwa 20 Schichten oder Scheiben ) ohne zusätzlichen Zeitbedarf aufnehmen (sog. Multislice Technik). Die Bildaufnahme über ein größeres Volumen wird folglich im allgemeinen so durchgeführt, daß jeder Phasenkodierschritt in allen Schichten gemessen wird, dann unter Änderung des Phasenkodiergradienten der nächste Einzelschritte in allen Schichten und so weiter bis zur vollständigen Aufnahme aller Phasenkodierschritte, wobei ein Einzelschritt oder Phasenkodierschritt sowohl die zur Erzeugung des Kernresonanzsignals verwendete Abfolge von HF-Pulsen sowie die zur Scheibenselektion und Orstkodierung erforderliche Abfolge von zeitlich veränderlichen Magnetfeldgradienten umfaßt.

Ein Nachteil bei diesem Verfahren liegt darin, daß die so aufgenommenen Scheiben nicht unmittelbar aneinander angrenzen können. Dies liegt an der Verwendung von selektiven (d. h. schmalbandigen) Pulsen für die Scheibenselektion. Diese HF-Pulse haben selbst für optimierte Pulsformen kein ideal rechteckiges Anregungsprofil, so daß zur Vermeidung von Überlappungen eine Lücke zwischen zwei Scheibenprofilen erforderlich ist, wie dies in Fig. 1a gezeigt wird, in der die Anregungsintensität auf der vertikalen Achse und die Richtung des Scheibenselektionsgradienten (als z-Richtung bezeichnet) auf der horizontalen Achse aufgetragen ist. Für die Diagnose sehr kleiner Läsionen (z. B. Hypophysenadenome) ist es daher nicht auszuschließen, daß die Läsion von dem vorgegebenen Scheibenraster nicht erfaßt wird, daher wird die Aufnahme im allgemeinen unter Versatz einer halben Scheibenbreite wiederholt, wie dies in Fig. 1b dargestellt ist.

Auf diese Weise wird das untersuchte Volumen dann zwar lückenlos erfaßt, jedoch auf Kosten einer Verdoppelung der Meßzeit.

Eine direkte lückenlose Erfassung eines Meßvolumens ist derzeit nur unter Verwendung von drei-dimensionalen Aufnahmetechniken möglich. Diese dauern jedoch bei Verwendung von Spin-echo Sequenzen, welche einen diagnostisch günstigen Bildkontrast liefern, so lange, daß ihre Anwendung in der Parxis nicht möglich ist. Durchführbar sind solche Aufnahmen unter Einsatz von Schnellbildsequenzen wie FLASH oder RARE (Magn. Reson. Med. 5, 380-383 (1987), DE 34 34 161 C2, DE 35 04 734 A1). Diese liefern zwar in vertretbarer Zeit eine lückenlose Darstellung eines Meßvolumens, jedoch häufig jedoch nicht in dem erwünschten Kontrast.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Möglichkeit anzugeben, wie auch unter Verwendung langsamer Aufnahmetechniken wie dem Spin-Echo Verfahren eine lückenlosen Erfassung eines Meßvolumens unter Beibehaltung des diagnostisch günstigen Bildkontrastes durchgeführt werden kann.

Methode

Bei dem Verfahren, von dem die Erfindung ausgeht, wird die Aufnahme, wie bei konventioneller Spin-Echotechnik in m Einzelschritten mit jeweils unterschiedlicher Phasenkodierung durchgeführt. Bei dem bekannten MultiSlice-Verfahren wird dabei für jede der insgesamt k Scheiben eine Scheibenselektion über HF-Pulse einer bestimmten Anregungsfrequenz sowie einer definierten Anregungsbreite erreicht. Dabei wird - wie oben beschrieben - zunächst für jede Scheibe ein Einzelschritt mit einer definierten Phasenkodierung durchgeführt, anschließend wird der nächste Phasenkodierschritt wiederum für alle Scheiben durchgeführt bis zur vollständigen Aufnahme aller in Phasenkodierschritte, die zur Rekonstruktion eines Bildes aus jeder Schicht benötigt werden.

Dies bedeutet, daß die m Phasenkodierschritte zur Aufnahme der k Scheiben jeweils bei den Frequenzen f₁, f₂ . . . f_k gemessen werden, wobei der Scheibenversatz Δf zwischen zwei benachbarten Scheiben im allgemeinen konstant und, wie oben erwähnt, etwas größer als die durch die Breite des Antregungsprofils sowie die Steilheit des Selektionsgradienten definierte Scheibendicke ist.

Diese Abfolge der Einzelschritte zur Aufnahme von je m Phasenkodierschritten aus k Scheiben ist in Fig. 2 dargestellt. Die Einzelschritte sind dabei jeweils mit kleinen Kreisen gekennzeichnet, die durchgezogene Linie entspricht der zeitlichen Abfolge der Aufnahme, die gestrichelten Linien verbinden diejenigen Einzelschritte, welche zur Rekonstruktion des Bildes der jeweiligen Scheibe verwendet werden.

Die der Erfindung zugrunde liegende Aufgabe wird durch die im kennzeichnenden Teil des Anspruchs 1 angegebenen Merkmale ge­ löst. Bei der Erfindung wird somit nicht ein und dieselbe Scheibenselektionsfrequenz für jeden Phasenkodierschritt verwen­ det, sondern es unterscheiden sich die für unterschiedliche hinsichtlich der Amplitude und/oder Dauer, also hinsichtlich des Einflusses auf die Phase einander benachbarte Phasenkodier­ schritte verwendeten Scheibenselektionsfrequenzen um ein Fre­ quenzinkrement, vorzugsweise um Δf/m. Die zeitliche Reihen­ folge, in der die einzelnen Meßpunkte aufgenommen werden, ist in Anspruch 1 noch nicht festgelegt. Anspruch 2 hingegen beschreibt die hauptsächlich in Betracht gezogene zeitliche Abfolge, in der die einzelnen Meßpunkte aufgenommen werden, und demzufolge wird die Scheibenselektionsfrequenz zwischen der Aufnahme zweier Phasenkodierschritte um ein Frequenz­ inkrement, vorzugsweise um einen konstanten Betrag Δf/m verändert. Dies ist in Fig. 3 in einem Diagramm entsprechend Fig. 2 bildlich dargestellt. Da Δf/m für typische Werte von Δf=1.2·δf und m=256 sehr klein gegenüber der Scheibendicke δf ist, ergibt sich eine extrem starke Überlappung der angeregten Scheiben.

Für die m Einzelschritte ergeben sich so folgende Scheibenselektionsfrequenzen:

1. f₁  f₂ . . . f_k
2. f₁+2 · Δf/m  f₂+Δf/m . . . f_k+Δf/m
3. f₁+2 · Δf/m  f₂+2 · Δf/m . . . f_k+2 · Δf/m
   .
   .
   .
m. f₁+(m-1) · Δf/m  f₂+(m-1) · Δf/m . . . f_k+(m-1) · Δf/m,

wobei f₁ . . . f_k, die Scheibenselektionsfrequenzen der k Einzelscheiben sind.

Es ergibt sich so eine kontinuierliche Verteilung von Phasenkodierschritten über das Meßvolumen. Es kann nun innerhalb des durch Δf/m vorgegebenen Rasters zu jeder beliebigen Lage innerhalb dem durch den Bereich f₁ bis f_k+(m-1)Δf/m definierten Meßvolumens jeweils ein Bild berechnet werden, da wie aus Abb. 3 ersichtlich, jeweils m aufeinanderfolgende Phasenkodierschritte alle Informationen, die zur Bildrekonstruktion nötig sind, enthalten. So kann nicht nur aus der mit dem 1. Phasenkodierschritt beginnenden Menge von jeweils in Phasenkodierschritten ein Bild berechnet werden, wie dies anhand der gestrichelten Linien in Fig. 3 dargestellt ist. Beginnend mit jedem beliebigen Phasenkodierschritt liegt mit den nächsten in Phasenkodierschritten jeweils ein vollständig definierter Datensatz zur Bildrekonstruktion vor, wie dies in Fig. 4 gezeigt ist. Es ergibt sich so eine maximale Anzahl von k·m Einzelbilder, welche jeweils um Δf/m versetzt aus dem Meßvolumen rekonstruiert werden können.

Dabei ist zu beachten, daß bei Zusammenfassung der Daten nach der in Fig. 4 gezeigten Art und Weise ein räumlicher Versatz um Δf-Δf/m zwischen der räumlichen Lage der Phasenkodierschritte der jeweils niedrigsten und der höchsten Anregungsfrequenz innerhalb jedes Bilddatensatzes auftritt. In Fig. 4 entspricht dies dem Abstand der Phasenkodierschritte zwei und drei. Dies kann zu Bildartefakten führen, welche vor allem für Objekte, welche in der einen der beiden extrem gelegenen Scheiben enthalten sind, jedoch nicht in der anderen, am stärksten ausgeprägt sind. Auf Grund der bekannten Abbildungseigenschaften der zwei-dimensionalen Fouriertransformation sind solche Artefakte formal durch eine Störung der konjugiert komplexen Symmetrie des zu rekonstruierenden Datensatzes zu beschreiben, welche zu Artefakten in der Phasenkodierrichtung führt.

Diese Artefakte lassen sich dann weitgehend vermeiden, wenn dafür gesorgt wird, daß die maximale räumliche Entfernung zwischen den für zwei aufeinanderfolgenden Phasenkodierschritte gewählten Scheiben möglichst klein ist. Hierzu kann die Abfolge der Phasenkodierschritte in Abhängigkeit zu den jeweiligen Anregungsfrequenzen geändert werden. Dies läßt sich mit den in Fig. 5 bis 10 gezeigten Diagrammen veranschaulichen. In diesen Diagrammen wird die Zuordnung der Selektionsfrequenz zu den jeweiligen Phasenkodierschritten schematisch dargestellt, wobei diese Abfolge dann für alle k jeweils angeregten Schichten analog ist und nur für eine Scheibe dargestellt wird. Fig. 5 entspricht dann Fig. 3, wobei nur eine der gepunkteten Linien in Fig. 3 dargestellt wird und die Kennzeichnung der Einzelschritte durch Punkte entfällt. Fig. 6 ent­ spricht Fig. 4.

Einige Möglichkeiten zur Vermeidung des extremen Frequenzsprungs zwischen zwei aufeinanderfolgenden Phasenkodierschritten wie in Fig. 4 und 6 sind in Fig. 7 bis 10 festgehalten. Fig. 7 beschreibt dabei eine Abfolge der Phasenkodierschritte in der Folge 1, m, 2, m-1, 3, m-2....,m/2,m/2+1, Fig. 8 zeigt eine zyklische Permutation unter Änderung des Anfangswertes hiervon. Fig. 9 entspricht der Folge 1, m/2+1, 2, m/2+2, 3 m/2, m.

Andere Folgen der Zuordnung der Phasenkodierschritte zu den jeweiligen Anregungsfrequenzen sind für den Fachmann ohne weiteres ableitbar und ergeben sich aus den für die jeweilige Anwendung als günstig erachtete Art und Weise der Handhabung der bei in Scheibenselektionsrichtung stark strukturierten untersuchten Objekte auftretenden Artefakte. So können insbesonders auch mehrere Phasenkodierschritte mit derselben Anregungsfrequenz aufgenommen werden, sofern das Frequenzinkrement klein gegenüber der Scheibendicke ist. Bei insgesamt m=256 Phasenkodierschritten ist in der praktischen Anwendung eine Partitionierung der Phasenkodierschritte in 4 bis 16 Selektionsfrequenzen für die allgemeine Anwendung durchaus als ausreichend zu erachten.

Anwendungen

Wie bereits erwähnt läßt sich das Prinzip der Erfindung auf alle gebräuchlichen MultiSlice Verfahren anwenden.

Fig. 11 zeigt das Beispiel des Verfahrens unter Verwendung einer bekannten Spin-Echo Sequenz in Multiecho Technik mit 3 Echos. Dabei werden im Diagrammteil RF (Rf für Hochfrequenz) nach einem 90°-Anregungsimpuls A durch 3 Refokussierungsimpulse R1, R2, R3 in jeder Scheibe 3 Echos E1, E2, E3 erzeugt. G_R kennzeichnet dabei den Lesegradienten, G_S den Scheibenselektionsgradienten und G_P den Phasengradienten. G_P wird dabei nach Aufnahme aller Echos aller Scheiben variiert. Die Selektionsfrequenzen der Pulse A, R1, R2, R3 innerhalb jeder Schicht sind jeweils gleich und werden von Schicht zu Schicht variiert und ebenso in oben beschriebener Weise von Phasenkodierschritt zu Phasenkodierschritt. Die waagrechte Achse ist die Zeitachse.

Fig. 12 zeigt als weitere Anwendung die RARE-Sequenz, bei welcher die durch die analog zum in Fig. 11 dargestellten Multiechoverfahren erzeugten Echos anders als beim vorigen Verfahren unterschiedlich phasenkodiert sind. Da zur Erzeugung der Echos auch hier alle Refokussierungspulse dieselbe Frequenz haben müssen, ergibt sich für dieses Verfahren automatisch die oben diskutierte Partitionierung in maximal m/l Partitionen unterschiedlicher Selektionsfrequenz, wobei 1 die Zahl der Echos pro Anregung ist. Wie in der Literatur allgemein üblich ist in Fig. 12 anders als in Fig. 11 nur ein Einzelschritt einer Scheibe angezeigt, wobei impliziert wird, daß auch diese Aufnahme in Multislice-Technik durchgeführt wird.

Dies gilt auch für das in Fig. 13 gezeigte Gradientenechoverfahren, bei welchem das Signal nicht als Spin-Echo-Signal gebildet wird, sondern durch Inversion des Lesegradienten als sogenanntes Gradientenecho.

Bei allen diesen bildgebenden Aufnahmeverfahren werden im Sinne der Erfindung eine Mehrzahl k von im Abstand Δf voneinander liegenden Scheiben durch entsprechende Pulse angeregt und nach Durchlauf aller k Scheiben bei folgenden Anregungen unter Variation des Phasenkodiergradienten weitere Scheiben angeregt, die mit den vorher angeregten dicht überlappen, wie dies in der Beschreibung dargelegt wurde.

Bei intrinsisch schnellen Aufnahmeverfahren, wie dem Gradientenecho-Verfahren oder auch RARE-Verfahren kann auch die Abfolge der Aufnahmeschritte so geändert werden, daß alle Phasenkodierschritte nach einer in Fig. 5 bis 10 beschriebenen Abfolge oder einer ähnlichen Folge durchlaufen werden, wobei die Scheibenselektionsfrequenz kontinuierlich verändert wird, so daß zwei nacheinander aufgenommene Einzelschritte aus geringfügig unterschiedlichen Schichten stammen. Diese Ausführungsform ist besonders für die Aufnahme sogenannter Multislice-"2D-Time-of-Flight"-Angiogramme empfehlenswert, bei welchen es ganz besonders auf eine Kontinuität der aufgenommenen Bilder in Richtung des Lesegradienten ankommt, da aus diesen Datensätzen Angiogramme in Richtung des Scheibenselektionsgradienten errechnet werden sollen (ein Angiogramm ist eine Gefäßdarstellung).

Schließlich soll noch darauf hingewiesen werden, daß die beschriebene Zuordnung der Phasenkodierschritte zu den einzelnen Scheibenselektionsfrequenzen und deren Beschreibung durch die Diagramme in Fig. 5 bis 10 durchaus nicht notwendigerweise der zeitlichen Abfolge des Experimentes entsprechen muß. Zwar werden bei Multislice-Verfahren aus jeweils allen Scheiben die zu einem Phasenkodierschritt gehörigen Aufnahmen unmittelbar hintereinander durchgeführt, die Reihenfolge der Phasenkodierschritte (und damit der sich aus den Diagrammen wie Fig. 5 bis 10 ergebenden Selektionsfrequenzen) kann jedoch nach Gutdünken in einer der jeweiligen Untersuchung angemessenen Art und Weise durchaus verändert werden.

Weitere Erläuterungen zu den Figuren:

Abb. 1 Prinzip der Scheibenselektion für eine Multislice-Aufnahme. Auf Grund der nicht ideal rechteckigen Anregungsprofile entstehen in den Bereichen zwischen zwei aufeinanderfolgenden Scheiben Gebiete geringerer Abbildungsstärke. Zum Auffinden kleiner Läsionen wird daher die Sequenz im allgemeinen um den halben Scheibenabstand versetzt wiederholt (b).

Abb. 2 Folge der Phasenkodierschritte für eine Multislice-Aufnahme. Es werden jeweils alle Einzelaufnahmen jeder Schicht zu einem Phasenkodierschritt durchgeführt. Die Abfolge ist durch die durchgezogene Linie, welche die Punkte verbindet, gegeben. Die Daten werden dann entlang der gestrichelten Linie zu Bildern jeder Schicht rekonstruiert.

Abb. 3 Folge der Phasenkodierschritte für das erfindungsgemaße Verfahren. Im Unterschied zur normalen Multislice-Technik (Abb. 2), wird die Aufnahme jedes Phasenkodierschrittes um Δf/m räumlich versetzt durchgeführt. Anschließend können wieder entlang den gestrichelten Linien Einzelschichten rekonstruiert werden.

Abb. 4 Alternative Bildrekonstruktion aus einem nach Abb. 3 aufgenommenen Datensatz. Da der gesamte Datensatz räumlich fortlaufend periodische Wiederholungen der zur Bildrekonstruktion nötigen in Phasenkodierschritte enthält, können mit jedem Kodierschritt beginnend weitere Bilder rekonstrukiert werden, deren Bilddaten aus den jeweils um Δf/m versetzten Bereichen stammen.

Abb. 5-10 Vereinfachte Schemata zur Darstellung der Abfolge der Phasenkodierschritte in Abhängigkeit der für jeden Schritt gewählten Anregungsfrequenz. Abb. 5 und 6 geben die Abfolge von Abb. 3 und 4 vereinfacht wieder.

Abb. 11 Schema der Multislice-Multiecho Sequenz.

Abb. 12 Schema der RARE-Sequenz.

Abb. 13 Schema der Gradientenecho Sequenz.

Claims (6)

1. Verfahren zum Messen der Kernspinresonanz in ausgewählten Bereichen eines Körpers zum Zwecke der Bilddarstellung von Körperquerschnitten nach dem scheibenselektiven zwei-dimensionalen Fourier-Transformationsverfahren, bei dem der Körper sich in einem homogenen Magnetfeld befin­ det, einem Selektionsgradienten ausgesetzt und mit einem selektiven HF-Puls angeregt wird, wobei sich ferner ein zeitlich beschränkter Phasenkodiergradient anschließt und schließlich mittels eines Lesegradienten mindestens ein Kernresonanzsignal in Form mindestens eines sogenannten Echos erzeugt wird, wobei der Selektionsgradient, der Phasenkodiergradient sowie der Lesegradient zueinander rechtwinklig angeordnet sind, wobei HF-Pulse ein Hochfrequenz-Anregungsprofil besitzen, bei denen sich die Basisfrequenzen der Hochfrequenz (= Scheibenselektions­ frequenz) um einen Wert Δf unterscheiden, der dem Abstand Mitte-Mitte zwischen benachbarten Schichten oder Scheiben entspricht, derart, daß durch HF-Pulse im Zusammenwirken mit dem Selektionsgradienten unter­ schiedliche Scheiben angeregt werden, und wobei der Phasenkodiergradient in Amplitude und/oder Dauer geändert wird, dadurch gekennzeichnet, daß die Scheibenselektionsfrequenzen für die Aufnahme von zwei im wesentlichen derselben Scheibe zugeordneten Phasenkodierschritten sich um ein Frequenzinkrement unterscheiden, wobei die Zuordnung der jeweiligen Phasenkodierschritte zu den Anregungsfrequenzen so erfolgt, daß eine annähernd kontinuierliche Verteilung von Phasenkodierschritten über das Meßvolumen bewirkt wird, und daß zu einer vollständigen Aufnahme des ganzen Volumens des Körperbereichs gehörende Schichten oder Scheiben sich überlappen, dergestalt, daß innerhalb eines beliebigen und nahezu kontinuierlich veränderbaren innerhalb des Meßvolumens liegenden Teilvolumens, welches eine Dicke entsprechend dem durch Δf gegebenen Schicht­ abstand besitzt, eine zur Rekonstruktion eines Bildes aus diesem Teilvolumen mit Hilfe der zwei-dimensionalen Fou­ riertransformation vollständige Datenmenge vorliegt.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß nach der Anregung mehrerer Scheiben unter Verwendung aufeinander folgender HF-Pulse mit sich jeweils um Δf unterscheidenden Basisfrequenzen, die unter Verwendung des gleichen Phasenkodiergradienten aufgenommen werden, anschließend mehrere Scheiben unter Verwendung aufeinander folgender HF-Pulse mit gegenüber den erstgenannten HF-Pulsen um ein Frequenzinkrement abweichenden Scheibenselektionsfrequenzen angeregt werden und unter Verwendung eines in Amplitude und/oder Dauer geänderten Phasenkodiergradienten aufgenommen werden.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Anregung mittels einer Spinecho-Sequenz unter Erzeugung eines oder mehrerer Spinechos erfolgt.

4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß als Meßfrequenz für die Ab­ tastung des Volumens ein Multislice-RARE-Verfahren ver­ wendet wird, wobei die Anregungsfrequenz innerhalb jedes für die RARE-Aufnahme angewandten Echozugs konstant bleibt und ein im wesentlichen einer Scheibendicke ent­ sprechender Frequenzversatz Δf zwischen zwei Anregungen vorliegt.

5. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Anregung mit Hilfe einer Gradientenechosequenz erfolgt.

6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch seine Verwendung zur Erstellung von MR-Angiogrammen nach dem time-of-flight Prinzip, bei welchem Verfahren aufeinanderfolgend Einzelbilder mit einer schnellen Bildsequenz wie Gradientenecho-Verfahren aufgenommen werden, wobei der Flipwinkel des HF-Pulses und die Wiederholzeit so eingestellt werden, daß das Signal von zu jedem Phasenkodierschritt frisch in die Scheibe einfließenden Blutes gegenüber dem in der Scheibe verweilenden stationären Gewebe maximiert wird, um ansch­ ließend aus der Vielzahl der aufgenommenen Einzelbilder Angiogramme zu erzeugen, deren Bildebene senkrecht zur Ebene der aufgenommenen Primärbilder steht.