DE4224237A1 - Verfahren und vorrichtung zur selektiven anregung der kernspins bei abbildungen mittels magnetischer kernresonanz - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur selektiven Anregung der Kernspins in einem Patienten bei der Erstellung von Abbildungen mittels magnetischer Kernresonanz (NMR), um ein Tomogramm des Patienten zu erhalten. Insbesondere betrifft die Erfindung die Beseitigung von Störungen, die im Tomogramm aufgrund der Überlagerung von Signalen von Abschnitten des Patienten, die außerhalb des Bereiches eines homogenen statischen Magnetfeldes liegen, an den Signalen, die von einer Schnittebene stammen, verursacht werden.

Bei der Abbildung mittels magnetischer Kernresonanz müssen die NMR-Signale von dem zu untersuchenden Objekt bezüglich der Signale, die den jeweiligen Positionen im Objekt entsprechen, separiert und identifiziert werden. Dazu wird allgemein ein Verfahren verwendet, bei dem die Intensität eines Magnetfeldes, in dem sich jeder Teil des Objektes befindet, von der für die anderen Teile verschieden gemacht wird, um die Resonanzfrequenz der Kernspins in dem zu untersuchenden Objekt und den Wert der Phasenverschiebung verschieden zu machen, und die Erfassungs­ signale werden aufgenommen, nachdem Positionssignale damit verbunden wurden.

Um von einem menschlichen Körper ein Tomogramm in einer beliebi­ gen Richtung zu erhalten, wird bei der NMR ein Magnet zur Erzeu­ gung eines statischen Magnetfeldes verwendet, das eine hohe Intensität von 0,05 bis 2 Tesla aufweist, mit einer Homogenität von einigen Dutzend ppms (parts per million) in einem großen sphärischen Bereich mit einem Durchmesser von 30 bis 50 cm. Außerhalb des homogenen Bereiches fällt oder steigt die Inten­ sität des Magnetfeldes jedoch, und sie ist im Bereich außerhalb des sphärischen homogenen Bereiches mit 30-50 cm Durchmesser inhomogen.

Da ein homogenes Magnetfeld innerhalb des Magneten für das sta­ tische Feld nur in dem sphärischen Bereich mit einem Durchmesser von 30 bis 50 cm existiert, befindet sich ein Teil des Patienten unvermeidlich außerhalb des homogenen Bereiches, wenn der Pa­ tient zur Erzeugung einer Abbildung in den Bereich des stati­ schen Magnetfeldes gebracht wird.

Wenn dabei eine Impulsfolge zur Anlegung eines Hochfrequenz­ (HF-)-Impulses mit einer Frequenz f₁ zur Erzeugung einer Abbil­ dung abgegeben wird, wird der Kernspin nicht nur innerhalb einer Abbildungsebene, d. h. wie in der Fig. 1 der Zeichnung gezeigt in einer Schnittebene 51 des Patienten, sondern auch in einer be­ stimmten Ebene 52 des Patienten außerhalb des homogenen Berei­ ches gleichermaßen selektiv angeregt, wenn der Kernspin in der inneren Schnittebene 51 selektiv angeregt wird. Das Signal von diesem außerhalb liegenden Abschnitt wird entsprechend zusammen mit dem Signal von der inneren Schnittebene erfaßt und erscheint in der erstellten Abbildung als überlagerte Störung, die die Bildqualität des Tomogramms verringert.

Dieses Problem ist erkannt, ein mögliches Verfahren zur Lösung des Problems ist in der JP-B-3-74 100 beschrieben. Es soll hier keine genaue Erläuterung der Fälle, bei denen die Störungen auftreten, und des bekannten Verfahrens zur Beseitigung davon gegeben werden, trotzdem seien die folgenden Nachteile des be­ kannten Verfahrens genannt:

Die NMR-Technik hat den herausragenden Vorteil, daß von einem kannten Verfahrens genannt:

Die NMR-Technik hat den herausragenden Vorteil, daß von einem Patienten nicht-invasiv ein Schnittbild in beliebiger Richtung erhalten werden kann, sie hat jedoch allgemein den Nachteil, daß die Abbildungszeit groß ist. Bei dem oben genannten bekannten Verfahren muß dazu noch ein Impulsfolgeabschnitt zur Beseitigung der Störungen an die ursprüngliche Abbildungs-Impulsfolge hinzu­ gefügt werden, so daß sich die Abbildungszeit weiter verlängert. Die Verlängerung der Zeit liegt etwa in der Größenordnung von 10 bis 20 ms für eine Messung in der Abbildung für eine Schnitt­ ebene. Wenn das bekannte Verfahren auf ein Vielfachschnitt-Meß­ verfahren angewendet wird, wie es häufig verwendet wird, und wenn die Abbildung innerhalb einer gegebenen Zeit abgeschlossen sein soll, muß die Anzahl der Schnitte verringert werden. Der Anteil dieser Verringerung beträgt etwa 20% bis 40% und hängt von der Impulsfolge für die Abbildung ab. Die Messung kann daher nicht innerhalb eines einzigen Meßzykluss beendet werden, sondern muß zweimal gemacht werden, so daß die Kapazität der Vorrichtung bezüglich der Anzahl von untersuchten Patienten abfällt.

Das zweite Problem ist das folgende. Gemäß dem bekannten Ver­ fahren wird der Kernspin des Teiles des Patienten, der sich außerhalb des Bereiches des homogenen statischen Magnetfeldes befindet, angeregt, ohne daß vor der Impulsfolge für die Abbildung das magnetische Gradientenfeld angelegt wird. Da dieser Teil des Patienten jedoch generell einen größeren Inhalt als die gewöhnliche Abbildungs-Schnittebene hat, wird die Last für den Leistungsverstärker für die HF-Impulse größer. Es ist deshalb ein Leistungsverstärker mit hoher Ausgangsleistung er­ forderlich. Zur Anregung der Teile, die eine Störung erzeugen, muß auch die Frequenzbandbreite mindestens um das Zehnfache größer sein als für die Anregung der Schnittebene, und auch diesbezüglich ist daher eine Verbesserung erforderlich.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, ein neues Ver­ fahren und eine neue Vorrichtung zur selektiven Anregung der Kernspins in einer Schnittebene bei der NMR-Abbildung anzugeben, bei dem bzw. bei der das Auftreten von Störungen verhindert wird, ohne daß der Durchsatz an Patienten vermindert ist und ohne daß die Leistung des Leistungsverstärkers für die Erzeugung der HF-Impulse erhöht werden muß.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß ein erster Schritt des Anlegens eines ersten magnetischen Gradien­ tenfeldes (B + G_s1) an einen Patienten in einer vorgegebenen Richtung und des Anregens der Kernspins eines vorgegebenen be­ troffenen Teils des Patienten durch einen ersten HF-Impuls f₁ mit einer magnetischen Resonanzfrequenz, die der Intensität des Magnetfeldes des vorgegebenen betroffenen Teils des Patienten entspricht, und ein zweiter Schritt des Anlegens eines zweiten magnetischen Gradientenfeldes (B + G_s2), das vom ersten magne­ tischen Gradientenfeld verschieden ist, in der vorgegebenen Richtung nach dem ersten Schritt vorgesehen ist, und daß des weiteren der Kernspin des vorgegebenen betroffenen Teils des Patienten, der im ersten Schritt angeregt wird, durch Einstrah­ len eines zweiten HF-Impulses f₂ angeregt wird, um eine selek­ tive Anregung in einer Schnittebene 31 wie in der Fig. 5 der Zeichnung gezeigt zu bewirken.

Da am Ende des magnetischen Gradientenfeldes das statische Ma­ gnetfeld schwächer wird, wird, wie in der Fig. 5 gezeigt, das magnetische Feld nichtlinear. Im Ergebnis gibt es zwei Ab­ schnitte, die der gleichen Frequenz entsprechen. Es werden mit anderen Worten vom ersten HF-Impuls f₁ die Abschnitte angeregt, die x₁ und x₂ entsprechen, und vom zweiten HF-Impuls mit der Frequenz f₂ die Abschnitte, die x₁ und x₃ entsprechen.

Es erzeugen jedoch nur die Kernspins, die in dem Abschnitt liegen, der x₁ entspricht und die sowohl vom ersten als auch vom zweiten HF-Impuls f₁ und f₂ angeregt werden, ein NMR-Signal, das als Abbildungssignal wirkt, und es treten keine Störungen auf, wenn dieses Signal gemessen und daraus eine Abbildung aufgebaut wird.

Um das oben angegebene Schnittebenen-Auswahlverfahren anzuwen­ den, das die obigen Schritte eins und zwei umfaßt, haben der erste und der zweite HF-Impuls in Abhängigkeit von der Einstel­ lung der Schnittebene voneinander verschiedene Frequenzen oder auch die gleiche Frequenz.

Die ausgewählten Bereiche der Schnittebenen für den ersten und den zweiten HF-Impuls, die im ersten bzw. im zweiten Schritt eingestrahlt werden, überlappen einander zumindest teilweise, oder es ist der eine der Bereiche der ausgewählten Schnittebenen im anderen enthalten, so daß nur der Kernspin im überlappenden Anteil zur Erzeugung des NMR-Signales beiträgt.

Die vorliegende Erfindung hat die folgenden Vorteile. Da der Kernspin im gleichen Schnittabschnitt des Patienten durch Ändern des Gradienten des magnetischen Gradientenfeldes im ersten und zweiten Schritt angeregt wird, wird der Kernspin des entspre­ chenden Abschnittes außerhalb des homogenen Bereiches des stati­ schen Magnetfeldes bei der Überlagerung zwischen dem ersten und dem zweiten Schritt nicht angeregt, und es treten keine Störun­ gen auf. Beim erfindungsgemäßen Verfahren braucht zum Anregen des Kernspins außerhalb des homogenen Bereiches des statischen Magnetfeldes keine zusätzliche Impulsfolge verwendet zu werden, sondern es wird nur die Abbildungs-Impulsfolge für die einge­ strahlten HF-Impulse verwendet. Im Vergleich zum bekannten Verfahren ist daher beim erfindungsgemäßen Verfahren die Abbil­ dungszeit drastisch verkürzt. Da bei dem erfindungsgemäßen Verfahren auch keine Kernspins in einem großen Bereich außerhalb des homogenen Abschnittes des statischen Magnetfeldes angeregt zu werden brauchen, kann ein kompakter Leistungsverstärker für die HF-Impulse verwendet werden.

Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren kann selektiv eine beliebige Schnittebene dadurch angeregt werden, daß die Frequenz der HF- Impulse im ersten Schritt verschieden von denen im zweiten Schritt gemacht wird.

Da nur der überlappende Abschnitt der Frequenzbandbreite der HF-Impulse für den ersten und den zweiten Schritt zur Dicke des Schnittes bzw. der Scheibe beiträgt, werden die Möglichkeiten bei der Einstellung der Scheibendicke erhöht.

Ausführungsbeispiele für das Verfahren und die Vorrichtung zur selektiven Anregung bei der Erzeugung einer Abbildung mittels NMR werden im folgenden anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 die Ursache für das Auftreten von Störungen;

Fig. 2 schematisch den Aufbau einer NMR-Abbildungsvorrichtung;

Fig. 3 ein Beispiel für ein selektives Kernspin-Anregungsver­ fahren, das auf die Impulsfolge beim Spinechoverfahren angewendet wird;

Fig. 4 eine Darstellung zur Erläuterung des in einem Magneten zur Erzeugung eines statischen Magnetfeldes erzeugten statischen Magnetfeldes;

Fig. 5A und 5B Darstellungen zur Erläuterung des Prinzips der selektiven Anregung von Schnittebenen; und die

Fig. 6 und 7 Darstellungen zur Erläuterung der Einstellung der Scheibendicke bei einer zweiten Ausführungsform.

Anhand der Fig. 2 bis 7 wird im folgenden ein bevorzugtes Aus­ führungsbeispiel erläutert. Die Fig. 2 ist eine schematische Ansicht des Aufbaues einer Vorrichtung zur Erzeugung einer Ab­ bildung mittels NMR. Die Vorrichtung umfaßt einen Magneten 10 zur Erzeugung eines statischen Magnetfeldes, eine Zentraleinheit (CPU) 11, eine Folgesteuerschaltung 12, eine Sendeeinheit 13, ein magnetisches Gradientenfeldsystem 14, eine Empfangseinheit 15 und ein Signalverarbeitungssystem 16.

Ein Permanentmagnet, ein Widerstandsmagnet oder ein supraleiten­ der Magnet kann für den Magneten 10 zur Erzeugung eines stati­ schen Magnetfeldes dienen, solange dieser ein starkes und homo­ genes statisches Magnetfeld in einem vorbestimmten Bereich innerhalb eines Raumes erzeugen kann, der zur Aufnahme eines Patienten 1 vorgesehen ist. Die Folgesteuerschaltung 12 arbeitet unter der Kontrolle der CPU 11 und gibt an die Sendeeinheit 13, das magnetische Gradientenfeldsystem 14 und die Empfangseinheit 15 verschiedene Anweisungen aus, um vom Patienten 1 tomographi­ sche Daten zu erhalten.

Die Sendeeinheit 13 umfaßt einen Hochfrequenz-(HF-)-Oszillator 17, einen Modulator 18, einen HF-Verstärker 19 und eine HF-Spule 20a auf der Sendeseite. Der Modulator 18 amplitudenmoduliert die vom HF-Oszillator 17 gemäß den Anweisungen der Folgesteuerschal­ tung 12 ausgegebenen HF-Impulse. Diese amplitudenmodulierten HF-Impulse werden vom HF-Verstärker 19 verstärkt und an die HF- Spule 20a ausgegeben, die in der Nähe des Patienten 1 im Bereich des statischen Magnetfeldes angeordnet ist, so daß von der HF- Spule 20a eine elektromagnetische Welle auf den Patienten 1 ein­ gestrahlt werden kann.

Das magnetische Gradientenfeldsystem 14 umfaßt eine Spule 21 für das magnetische Gradientenfeld, die in Richtung der drei Achsen x, y und z gewickelt ist, und eine Stromversorgung 22 für das magnetische Gradientenfeldsystem zum Ansteuern der Spule 21 in jeder der Richtungen x, y und z. Wenn anhand der Anweisungen von der Folgesteuerschaltung 12 die Stromversorgung für jede der Spulen des magnetischen Gradientenfeldes eingeschaltet ist, wird in jeder der Richtungen x, y und z ein magnetisches Gradienten­ feld G_x, G_y, G_z erzeugt. Diese magnetischen Gradientenfelder G_x, G_y und G_z werden auf den Patienten 1 eingestrahlt und dazu ver­ wendet, eine Schnittebene einzustellen und Positionsdaten für den Kernspin im Patienten 1 zu erzeugen.

Die Empfangseinheit 15 umfaßt eine HF-Spule 20b auf der Emp­ fangsseite, einen Verstärker 23, einen Quadratur-Phasendetektor 24 und einen A/D-(Analog-Digital-)-Konverter 25. Ein elektroma­ gnetisches Antwortsignal (NMR-Signal) vom Kernspin im Patienten 1, der durch die von der HF-Spule 20a auf der Sendeseite einge­ strahlte elektromagnetische Welle angeregt wurde, wird von der HF-Spule 20b auf der Empfangsseite erfaßt, die im statischen Magnetfeld nahe am Patienten 1 angeordnet ist, und dieses Er­ fassungssignal wird vom Verstärker 23 verstärkt. Das verstärke Signal wird durch den Quadratur-Phasendetektor 24, der vom Aus­ gangssignal des HF-Oszillators 17 angesteuert wird, in zwei Reihen von wellengeformten Signalen umgewandelt, und diese Signale werden dann vom A/D-Konverter 25 mit einer von der Folgesteuerschaltung 12 angegebenen Zeitgebung in digitale Signale umgewandelt und an das Signalverarbeitungssystem 16 ausgegeben.

Das Signalverarbeitungssystem 16 umfaßt die CPU 11, eine Auf­ zeichnungseinheit wie eine Magnetplatte 27 und eine Magnetband­ vorrichtung 29 sowie eine Anzeigeeinheit 28, etwa einen Bild­ schirm. Das System führt die Verarbeitung des Signales von der Empfangseinheit 15 aus, wie eine Fouriertransformation, eine arithmetische Operation mit Korrekturkoeffizienten, die Bild- Rekonstruktion und so fort, stellt die Abbildung der Dichtever­ teilung der Atomkerne in der Schnittebene des Patienten 1, etwa das Bild der Dichteverteilung der Wasserstoffatome (Protonen), eine T₁-bezogene Abbildung, die das Verhalten des Kernspins wiedergibt (Relaxationszeit), eine T₂-bezogene Abbildung usw. auf der Anzeigeeinheit 28 dar und speichert die Bilddaten in der Aufzeichnungseinheit.

Es wird nun die Impulsfolge für eine selektive Anregung der Kernspins bei einer NMR-Vorrichtung mit dem obigen Aufbau anhand des Spinechoverfahrens (im folgenden auch als "SE-Verfahren" bezeichnet) als typischem Verfahren für die zweidimensionale Fouriertransformation beispielhaft erläutert. In der Fig. 3 ist diese Impulsfolge gezeigt. Dabei ist an der Abszisse die Zeit und an der Ordinate die Intensität des Magnetfeldes bzw. die Signalintensität aufgetragen. Die Fig. 3(a) zeigt das magneti­ sche HF-Feld (im folgenden als "HF-Impuls" bezeichnet), das von der HF-Spule 20a auf der Sendeseite auf den Patienten 1 einge­ strahlt wird, und die Fig. 3(b) das magnetische Gradientenfeld G_s, das in einer der Richtungen der drei Achsen x, y und z ange­ legt wird, das dem starken und homogenen statischen Magnetfeld überlagert ist, das vom Magneten 10 erzeugt wird und das im Bereich innerhalb des Raumes des statischen Magnetfeldes ein magnetisches Gradientenfeld erzeugt. Da dieses magnetische Gradientenfeld G_s in der Richtung angelegt wird, die die Abbil­ dungsposition des Patienten 1 festlegt, d. h. die Schnittebene, wird es allgemein als "Schnittrichtungs-Gradientenmagnetfeld" bezeichnet. Die Fig. 3(c) zeigt das magnetische Gradientenfeld G_p für eine der beiden senkrechten Achsen in der Schnittebene, dessen Intensität immer dann schrittweise geändert wird, wenn die in der Fig. 3 gezeigte Abfolge wiederholt wird. Es wird allgemein als "phasenkodierendes magnetisches Gradientenfeld" bezeichnet. Die Fig. 3(d) zeigt das magnetische Gradientenfeld G_f, das senkrecht zum phasenkodierenden magnetischen Gradienten­ feld G_p angelegt wird. Während das phasenkodierende magnetische Gradientenfeld G_p Daten bezüglich der Phase des Kernspins im Patienten 1 zur Identifikation der Position des Kernspins er­ gibt, erzeugt das magnetische Gradientenfeld G_f Daten bezüglich der Frequenz des Kernspins, um die Position des Kernspins zu identifizieren. Allgemein wird dieses magnetische Gradientenfeld zum Zeitpunkt der Erfassung des frequenzkodierenden magnetischen Gradientenfeldes oder der NMR-Signale (Echosignale) angelegt, und es wird daher als "Auslese-Richtungs-Gradientenmagnetfeld" bezeichnet. Die Fig. 3(e) zeigt ein HF-Signal (Spinechosignal), das von der HF-Spule 20b erfaßt wird, wenn der Kernspin vom angeregten Zustand in den Gleichgewichtszustand zurückfällt.

Das Prinzip der selektiven Anregung des Kernspins im Patienten 1 wird nun anhand der Fig. 4 bis 7 erläutert. Die Fig. 4 zeigt ein Beispiel für die Verteilung der Intensität des statischen Ma­ gnetfeldes, das vom Magneten 10 erzeugt wird. In der Fig. 4 ist auf der Abszisse der Abstand innerhalb des Magnetfeldes und auf der Ordinate die Intensität B des statischen Magnetfeldes aufge­ tragen. Bei der NMR-Vorrichtung wird in einem Bereich, der von einem bestimmten Punkt wie dem ungefähren Mittelpunkt des Ma­ gnetfeldes des Magneten 10 zur Erzeugung des statischen Magnet­ feldes als Mittelpunkt O einen Radius r hat, ein starkes stati­ sches Magnetfeld der Intensität B_o erzeugt, das in einer be­ stimmten Richtung im wesentlichen homogen ist. Die Intensität B des statischen Magnetfeldes ist außerhalb des sphärischen Berei­ ches des Abstandes r vom Ursprung O kleiner oder größer als B_o. Bei der beschriebenen NMR-Vorrichtung befindet sich der Patient 1 innerhalb dieses Bereiches des statischen Magnetfeldes, und es wird zum Beispiel die in der Fig. 3 gezeigte Impulsfolge des SE-Verfahrens ausgeführt. Gemäß Fig. 3 wird zuerst das Schnitt­ richtungs-Gradientenmagnetfeld G_s1 101 angelegt, um die Position der Schnittebene im Patienten 1 festzulegen, und dann wird ein 90°-HF-Impuls 102 mit einer vorgegebenen Bandbreite angelegt, um den Kernspin innerhalb der Schnittebene, die eine vorgegebene Dicke hat, um 90° anzuregen.

Das Schnittrichtungs-Gradientenmagnetfeld G_s1 101 wird dem magnetischen Gradientenfeld, das vom Magneten für das Schnitt­ richtungs-Gradientenmagnetfeld erzeugt wird und einen Gradienten G_s1 hat, und dem statischen Magnetfeld B überlagert, das vom Magneten 10 erzeugt wird. In diesem Fall wird das Magnetfeld an der Stelle, an der das Tomogramm des Patienten wie in der Fig. 5B gezeigt zu erhalten ist, das heißt an der der Schnittebene 31 entsprechenden Position x₁, durch (B + G_s1·x₁) ausgedrückt. Die Larmorfrequenz f₁ des Kernspins an dieser Stelle x₁ ist durch die folgende Gleichung (1) gegeben:

f₁=γ · (B+G_s1 · x₁)/2π (1)

wobei γ das gyromagnetische Rotationsverhältnis des betroffenen Nukleids ist.

Entsprechend ist die Frequenz des ersten HF-Impulses, der mit dem Anlegen des magnetischen Gradientenfeldes G_s1 angelegt wird, das heißt des 90°-HF-Impulses 102, gleich f₁. Wenn dieser 90°- HF-Impuls 102 mit der Frequenz f₁ und das erste magnetische Gra­ dientenfeld als Überlagerung des statischen Magnetfeldes B und des magnetischen Gradientenfeldes G_s1 angelegt werden, wird wie in der Fig. 5A gezeigt neben der Position x₁ in einem Bereich des homogenen statischen Magnetfeldes der Kernspin auch in einer Ebene an der Stelle x₂ außerhalb des linearen magnetischen Gra­ dientenfeldes angeregt, da die Intensität B des statischen Magnetfeldes außerhalb des sphärischen Bereiches mit dem Radius r um den Ursprung O (vgl. Fig. 4) allmählich abnimmt, so daß, wenn das magnetische Gradientenfeld G_s1 dem statischen Magnet­ feld B überlagert wird, die in der Fig. 5A gezeigte Kurve ausge­ bildet wird, bei der der Frequenz f₁ zwei Positionen x₁ und x₂ entsprechen.

Diese Vorgehensweise entspricht dem ersten erfindungsgemäßen Schritt.

Wenn das Anlegen des 90°-HF-Impulses 102 beendet ist, kehrt der angeregte Kernspin über eine Transversal-Relaxation und eine Vertikal-Relaxation in den ursprünglichen Zustand zurück.

Nachdem das Anlegen des 90°-HF-Impulses 102 und des Schnittrich­ tungs-Gradientenmagnetfeldes G_s1 101 beendet ist, werden bei dem SE-Verfahren magnetische Gradientenfelder in zwei Richtungen angelegt, die sich in der Schnittebene rechtwinklig schneiden, um über den angeregten Kernspin Positionsidentifikationsdaten zu erhalten. Eines davon ist das phasenkodierende Gradientenmagnet­ feld G_p 103, das eine Phasendifferenz entsprechend der Position des Kernspins ergibt, der im ersten Schritt angeregt wurde. Das andere ist in einer Richtung, die senkrecht zur Richtung der Phasenkodierung ist, ein frequenzkodierendes Gradientenmagnet­ feld G_f 104, das eine Phasenverschiebung bezüglich der Position in einer Signalausleserichtung zum Kernspin ergibt, so daß der Maximalwert des Signals zu einem bestimmten Zeitpunkt während des Auslesens der Signale auftritt. Bei der NMR-Vorrichtung ist das Bildformat der Bildpunkte des Tomogramms auf 128×128, 256×256 usw. eingestellt, und es werden in diesem Fall 128 oder 256 verschiedene magnetische Gradientenfelder in der phasenko­ dierenden Richtung angelegt und die in der Fig. 3 gezeigte Impulsfolge ausgeführt. Der Schritt für das phasenkodierende Gradientenmagnetfeld G_p 103 in der Fig. 3 zeigt diesen Schritt.

Die magnetischen Gradientenfelder G_p 103 und G_f 104 werden zu dem Zeitpunkt freigegeben, an dem dem Kernspin im Patienten 1, der im ersten Schritt angeregt wurde, die unidirektionalen Positionsdaten übermittelt werden, woraufhin zum zweiten erfin­ dungsgemäßen Schritt übergegangen wird. Bei dem SE-Verfahren wird dieser zweite Schritt in der Stufe ausgeführt, in der der Kernspin weiter um 180° angeregt wird. Beim SE-Verfahren werden Spinechosignale, jedoch keine FID-Signale erfaßt. Um ein Signal (Spinechosignal) zu erhalten, für das der Kernspin um 90° ange­ regt ist und mit den Phasendaten versehen ist, die durch das Anlegen der magnetischen Gradientenfelder G_p 103 und G_f 104 er­ halten werden, wird der um 90° angeregte Kernspin, der die An­ wendungsdaten der magnetischen Gradientenfelder G_p 103 und G_f 104 aufweist, einer Phasenumkehr unterworfen und weiter um 180° angeregt.

Damit der um 180° angeregte Kernspin nur innerhalb der Schnitt­ ebene 31 des Patienten 1 auftritt, werden das Schnittrichtungs- Gradientenmagnetfeld G_s 105 und der 180°-HF-Impuls 106 gleich­ zeitig angelegt. Gemäß dem bekannten Verfahren hat dabei das magnetische Gradientenfeld G_s den gleichen Gradienten wie im obigen ersten Schritt. Die Frequenz des 180°-HF-Impulses ist daher die gleiche wie im ersten Schritt. Gemäß diesem Verfahren werden dabei jedoch die Kernspins in den Schnittebenen 31 und 32 im Patienten, die den beiden Positionen x₁ und x₂ entsprechen, weiter um 180° angeregt, und es werden beim Auslesen der Signale die Signale von beiden Schnittebenen 31 und 32 erfaßt. Das Si­ gnal von der Schnittebene 32 wird zu einer Störung im rekonstru­ ierten Bild. Deshalb wird bei der vorliegenden Erfindung eine selektive Anregung angewendet, so daß nur der Kernspin in der Schnittebene 31 das Spinechosignal erzeugen kann.

Demgemäß wird im zweiten Schritt das Schnittrichtungs-Gradien­ tenmagnetfeld G_s mit einem anderen Gradienten G_s2 wie im ersten Schritt (G_s1) angelegt. Dann wird die Intensität des Magnetfel­ des an der Stelle x₁ durch das magnetische Gradientenfeld zu diesem Zeitpunkt durch (B + G_s2·x) ausgedrückt, da das statische Magnetfeld gleich B ist. Die Larmorfrequenz f₂ bei dieser Inten­ sität des Magnetfeldes ist durch die Gleichung (2) gegeben:

f₂=γ · (B+G_s2 · x₁)/2π (2)

Entsprechend wird die Frequenz des 180°-HF-Impulses 106 auch auf f₂ eingestellt.

Wenn der 180°-HF-Impuls 106 mit dieser Frequenz f₂ unter der Anwendung des Schnittrichtungs-Gradientenmagnetfeldes G_s2 105 und des statischen Magnetfeldes B eingestrahlt wird, werden die inneren Kernspins in den Schnittebenen 31 und 33 im Patienten 1, die den Positionen x₁ und x₃ entsprechen, aus dem gleichen Grund wie beim ersten Schritt beschrieben um 180° angeregt. Der Kern­ spin in der Schnittebene 31 wird durch die selektive Anregung des ersten Schrittes um 90° angeregt. Entsprechend beträgt seine Anregung insgesamt 270°. Da andererseits der Kernspin in der Schnittebene 33 im ersten Schritt nicht angeregt wird, wird dieser nur in die zur Richtung des statischen Magnetfeldes ent­ gegengesetzte Richtung (180°) angeregt. Dies ist der zweite Schritt.

Es soll nun kurz die Anwendung des Schnittrichtungs-Gradienten­ magnetfeldes G_s2 105 bei dieser Ausführungsform erläutert wer­ den. Gemäß dem SE-Verfahren usw. erfolgt die Phasenumkehr des Kernspins, der sich aus dem Unterschied des magnetischen Gra­ dientenfeldes innerhalb der Scheibendicke ergibt, im allgemeinen durch Umkehren des Schnittrichtungs-Gradientenmagnetfeldes G_s1 nach der Einstrahlung des 90°-HF-Impulses während der selektiven Anregung in der Schnittebene bzw. innerhalb der Scheibe im er­ sten Schritt. Bei der vorliegenden Ausführungsform wird dieser Vorgang zum zweiten Schritt hinzugefügt. Es kann daher mit ande­ ren Worten wegen der Schnittebenenauswahl das Schnittrichtungs- Gradientenmagnetfeld G_s2 105 nur während der Einstrahlungsperio­ de für den 180°-HF-Impuls 106 angelegt werden. Es wird jedoch bei dieser Ausführungsform zusätzlich in der Periode Δt nach dem Ende der Einstrahlung des 180°-HF-Impulses 106 angelegt, um die obige Phasenumkehr zu bewirken. Da der Kernspin durch den 180°- HF-Impuls umgedreht wird, kann die Phasenumkehr durch einen Impuls in positiver Richtung erfolgen. Die Festlegung der Zeit Δt erfolgt durch Berechnung und durch Versuche mit dem Berech­ nungsergebnis. Bei dieser Vorgehensweise kann die Umkehrung des Schnittrichtungs-Gradientenmagnetfeldes im ersten Schritt nach dem bekannten Verfahren weggelassen werden, so daß sowohl die Impulsfolge als auch der Aufbau der Vorrichtung einfacher wird.

Aufgrund der selektiven Anregung im ersten und zweiten Schritt werden die Kernspins in den Schnittebenen im Patienten 1 wie folgt angeregt: In der Schnittebene 31 entsprechend 270°, in der Schnittebene 32 entsprechend 90° und in der Schnittebene 33 entsprechend 180°.

Nach dem SE-Verfahren wird das NMR-Signal, d. h. das Spinechosi­ gnal 108, in einem Zustand erfaßt, bei dem das frequenzkodie­ rende Gradientenmagnetfeld G_f 107 angelegt bleibt, nachdem der zweite Schritt abgeschlossen ist. Das zu diesem Zeitpunkt er­ faßte Signal ist das Signal, das sich aus der Drehung des Kernspins in der Schnittebene 31 ergibt, und es ist das Signal, das nach der 90°-Anregung phasenverschoben und dann durch die 180°-Anregung einer Phasenumkehr unterworfen wurde. Dieses Signal wird daher als "Spinechosignal" bezeichnet. Aus den Schnittebenen 32 und 33 werden keine Signale erfaßt, da der Kernspin in der Schnittebene 32 nur die 90°-Anregung erfährt, jedoch nicht die 180°-Anregung. Entsprechend entsteht kein Echosignal, sondern das Signal wird durch die magnetischen Gradientenfelder G_f 104 und 107 (vgl. Fig. 3) phasenverschoben, so daß das Signal praktisch verschwindet und von den Kernspins, die in der Schnittebene 33 entsprechend 180° angeregt wurden, kein Signal erzeugt wird.

Angenommen, daß das Bildfeld in der Richtung der Frequenzko­ dierung durch N Bildpunkte dargestellt wird, so ergibt das fre­ kein Signal erzeugt wird.

Angenommen, daß das Bildfeld in der Richtung der Frequenzko­ dierung durch N Bildpunkte dargestellt wird, so ergibt das fre­ quenzkodierende Gradientenmagnetfeld G_f zum Zeitpunkt des Auslesens des Spinechosignales relativ den Unterschied von N Zyklen zur Drehung des Kernspins an beiden Enden des Bildfeldes. Entsprechend kann die Position des Kernspins in der Richtung der Frequenzkodierung durch die Frequenz identifiziert werden. Wenn das frequenzkodierende magnetische Gradientenfeld G_f angelegt wird, erscheint das Spinechosignal in der Wellenform, zu der das FID-Signal hinzuaddiert ist, und das Maximum tritt nach dem Durchlaufen der Zeit t_f vom Anlegen des frequenzkodierenden magnetischen Gradientenfeldes G_f zum Auslesen des Signals auf, wobei t_f die Anlegeperiode des frequenzkodierenden magnetischen Gradientenfeldes, das zum Zeitpunkt der Phasenkodierung angelegt wird, darstellt. Dieses Echosignal wird von der HF-Spule 20b auf der Empfangsseite erfaßt, vom Verstärker 23 verstärkt und dem Quadratur-Phasendetektor 24 eingegeben.

Der Quadratur-Phasendetektor 24 wird so gesteuert, daß er mit dem Ausgangssignal des HF-Oszillators 17 synchron ist, er führt die Wellenformung des eingegebenen HF-Signales durch, trennt es in die Signale der beiden Komponenten, d. h. der sin-Komponente und der cos-Komponente, und gibt diese aus. Die beiden Signal­ komponenten werden dem A/D-Konverter 25 eingegeben. Der A/D- Konverter 25 tastet die beiden eingegebenen Signalkomponenten entsprechend den Anweisungen der Folgesteuerschaltung 12 ab. Die beiden Komponenten der digitalen Signale, die ausgegeben werden, werden zu der CPU 11 geführt und als die Daten des Realteiles bzw. die Daten des Imaginärteiles für die Fouriertransformation verwendet und dazu in einer (nicht gezeigten) Speichervorrich­ tung in der CPU 11 gespeichert.

Die zweidimensionale Abbildung nach dem SE-Verfahren wiederholt die in der Fig. 3 gezeigte Impulsfolge, wobei Schritt für Schritt der Wert der Phasenkodierung geändert und das Spinecho­ signal aufgenommen wird. Durch die Ausführung einer zweidimen­ sionalen Fouriertransformation an diesen Daten wird dann die Abbildung rekonstruiert und an der Anzeigeeinheit 28 darge­ stellt.

Wie beschrieben wird erfindungsgemäß der Kernspin im ersten und zweiten Schritt an bestimmten Stellen selektiv angeregt, und im Falle einer zweidimensionalen Abbildung ist die Dicke der Schnittebene, die Scheibendicke, natürlich auf die Anregung bezogen. Beim Stand der Technik sind das Schnittrichtungs-Gra­ dientenmagnetfeld und die Frequenz der HF-Impulse bei den selektiven Anregungen im ersten und zweiten Schritt auf die gleichen Werte eingestellt. Die Frequenzbandbreite der HF-Im­ pulse wird entsprechend derart zu der gleichen Bandbreite, daß sie einer erwünschten Scheibendicke entspricht. Bei der vorlie­ genden Erfindung sind jedoch die Schnittrichtungs-Gradienten­ magnetfelder im ersten und zweiten Schritt verschieden, und auch zwischen der Bandbreite der 90°-HF-Impulse (erste HF-Impulse) und der 180°-HF-Impulse (zweite HF-Impulse) zur Anregung des Bereiches mit einer gewünschten Scheibendicke besteht ein Unterschied.

Die obige Ausführungsform wurde anhand eines Verfahrens be­ schrieben, bei dem die Bandbreiten der ersten und zweiten HF-Impulse einer gewünschten Scheibendicke entsprechen, gemäß der vorliegenden Erfindung kann die Bandbreite jedoch auch eingestellt werden, wie es in der Fig. 6 gezeigt ist. Dabei wird die Frequenzbandbreite entweder der ersten oder der zweiten HF-Impulse so eingestellt, daß sich die gewünschte Scheibendicke ergibt, und das Frequenzband der anderen Impulse wird auf eine Bandbreite eingestellt, die innerhalb des Bereiches, in dem das magnetische Gradientenfeld linear bleibt, einer größeren Schei­ bendicke entspricht. In diesem Fall erhält nur der Anteil, für den sich die beiden Frequenzbandbreiten überlappen, eine Anre­ gung zur Erzeugung eines Echosignales. Es ist zum Beispiel mög­ lich, das Schnittrichtungs-Gradientenmagnetfeld entsprechend den HF-Impulsen der Bandbreite zum Einstellen der Scheibendicke mit einem größeren Gradienten zu versehen. Des weiteren können sich die ersten und zweiten HF-Impulse teilweise überlappen, wie es in der Fig. 7 gezeigt ist. Diese Verfahren erhöhen die Freiheit bei der Einstellung der Scheibendicke.

Als nächstes wird die Frequenz der ersten und zweiten HF-Impulse genauer erläutert. Bei der Ausführungsform, bei der die vorlie­ gende Erfindung auf das SE-Verfahren angewendet wird, haben der 90°-HF-Impuls und der 180°-HF-Impuls verschiedene Frequenzen, aber es ist auch der Fall möglich, daß die gleiche Frequenz verwendet wird. Im allgemeinen wird ein Gradientenmagnetfeld dadurch erzeugt, daß Strom in entgegengesetzten Richtungen durch zwei Spulen fließt, und es ist in einer der Richtungen "positiv" und in der anderen "negativ". Dazwischen ist das magnetische Gradientenfeld "Null". Wenn dieses magnetische Gradientenfeld dem statischen Magnetfeld überlagert wird, wird der "Null"-Punkt des magnetischen Gradientenfeldes in Übereinstimmung mit dem Mittelpunkt des homogenen statischen Magnetfeldes B_o gebracht. Da das Prinzip das gleiche bleibt, auch wenn die Intensität des magnetischen Gradientenfeldes geändert wird, ist die Intensität des magnetischen Gradientenfeldes am "Null"-Punkt demnach gleich der des homogenen statischen Magnetfeld B_o. Um die Kernspins in der Schnittebene im Patienten anzuregen, die dieser Position entspricht, werden erste und zweite HF-Impulse der gleichen Frequenz verwendet, auch wenn die Intensität des Schnittrich­ tungs-Gradientenmagnetfeldes geändert wird.

Obwohl die vorliegende Erfindung anhand des SE-Verfahrens er­ läutert wurde, kann sie auch auf andere Impulsfolgen angewendet werden. Zum Beispiel kann sie auf ein Inversions-Regenerations­ verfahren (IR-Verfahren) mit einer 180°-90°-180°-Impulsfol­ ge, ein Multi-Echo-Verfahren mit einer 90°-180°-180°- 180°-Impulsfolge oder ein Hochgeschwindigkeits-SE-Verfahren angewendet werden, das das Multi-Echo-Verfahren einschließt.

Claims (6)

1. Verfahren zur selektiven Anregung von Kernspins bei Abbil­ dungen mittels magnetischer Kernresonanz, gekennzeichnet durch

• a) einen ersten Schritt des Anlegens eines ersten magnetischen Gradientenfeldes (B + G_s1) an einen Patienten in einer vor­ gegebenen Richtung und des Anregens der Kernspins in einem ersten ausgewählten Schnittbereich des Patienten durch einen ersten HF-Impuls (102); und durch
• b) einen zweiten Schritt des Anlegens eines zweiten magneti­ schen Gradientenfeldes (B + G_s2), das vom ersten magne­ tischen Gradientenfeld verschieden ist, in der vorgegebenen Richtung nach dem ersten Schritt und des Anregens der Kernspins in einem zweiten ausgewählten Schnittbereich, der den ersten ausgewählten Schnittbereich wenigstens teilweise überlappt, durch Einstrahlen eines zweiten HF-Impulses (106).

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der zweite Schritt einen Schritt des Einstellens der Frequenz des zweiten HF-Impulses auf eine Frequenz einschließt, die von der Frequenz des ersten HF-Impulses verschieden ist.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der zweite Schritt einen Schritt des Einstellens der Frequenz des zweiten HF-Impulses auf die Frequenz des ersten HF-Impulses einschließt.

4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Bandbreiten des ersten und des zweiten HF-Impulses so gewählt werden, daß der eine der ersten und zweiten ausgewählten Schnittbereiche im anderen enthalten ist (Fig. 6).

5. NMR-Vorrichtung, gekennzeichnet durch

• 1) eine Einrichtung (10) zur Erzeugung eines statischen Magnet­ feldes (B) mit einem im wesentlichen homogenen Wert B_o in einem vorgegebenen Raumbereich, in dem sich ein zu untersu­ chender Patient befindet; (2) eine Einrichtung (14) zur Erzeugung magnetischer Gradienten­ felder (G_s, G_p, G_f) in der Richtung dreier Achsen in dem vorgegebenen Raumbereich;
• 3) eine Einrichtung (13) zum Erzeugen von HF-Impulsen zum Anre­ gen der Kernspins in einem Schnittbereich des Patienten;
• 4) eine Einrichtung (11, 12) zum Steuern der magnetischen Gradientenfelder und der Einrichtung zur Erzeugung von HF-Impulsen, wobei diese Steuereinrichtung die magnetischen Gradientenfelder und die Erzeugung der HF-Impulse wenigstens derart steuert, daß, wenn zuerst die Kernspins in dem ge­ nannten Schnittbereich angeregt werden, ein magnetisches Gradientenfeld (B + G_s1) mit einer ersten Intensität und HF-Impulse (102) mit einer ersten Frequenz an den Patienten angelegt werden, um den Schnittbereich in einer ersten Scheibendicke anzuregen, und wenn der Schnittbereich zum zweitenmal angeregt wird, ein magnetisches Gradientenfeld (B + G_s2) mit einer zweiten Intensität und HF-Impulse (106) mit einer zweiten Frequenz an den Patienten angelegt werden, um den Schnittbereich in einer zweiten Scheibendicke anzure­ gen, wobei die erste Scheibendicke und die zweite Scheiben­ dicke so gewählt sind, daß sie sich zumindest teilweise überlappen;
• 5) eine Einrichtung (15) zum Messen von NMR-Signalen;
• 6) eine Einrichtung (11, 16) zum Rekonstruieren einer Abbildung aus den gemessenen NMR-Signalen, und durch
• 7) eine Einrichtung (28) zur Darstellung der Abbildung.

6. NMR-Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Steuereinrichtung (11, 12) eine Einrichtung zum Steuern der Bandbreiten der ersten und zweiten HF-Impulse (102, 106) derart aufweist, daß die eine der ersten und zweiten Scheibendicken in der anderen enthalten ist.