DE4232731A1 - NMR-Bildgebungsverfahren mit Einzelpunktaufnahme (SPI) - Google Patents
NMR-Bildgebungsverfahren mit Einzelpunktaufnahme (SPI)Info
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Description
Die vorliegende Anmeldung ist eine Zusatzanmeldung zur
deutschen Patentanmeldung P 42 19 610.8.
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur n-dimensionalen NMR-
Bildgebung, bei dem ein Meßobjekt in einem Meßvolumen innerhalb
eines parallel zu einer z-Achse gerichteten homogenen
Magnetfeldes B0 HF-Anregungsimpulsen ausgesetzt wird, wobei dem
homogenen Magnetfeld B0 zur Abtastung des n-dimensionalen k-
Raumes hinsichtlich ihrer Stärke und/oder Dauer schrittweise
geänderte Gradientenfelder, insbesondere Phasenkodiergradienten
überlagert werden, wobei nach jedem HF-Anregungsimpuls
innerhalb mindestens eines zeitlichen Detektionsfensters ein
NMR-Signal mit mindestens einem Meßwert aus dem Meßvolumen
aufgenommen wird, wobei die Meßwerte Punkten einer n-
dimensionalen Matrix im k-Raum zugeordnet sind, und wobei
mittels n-dimensionaler Fourier-Transformation aus der n-
dimensionalen Matrix im k-Raum ein n-dimensionales Bild im
Ortsraum gewonnen wird.
Ein solches Verfahren ist beispielsweise aus der US-PS 4,070,611
bekannt.
Bei dem bekannten Verfahren wird mit Hilfe eines 90°-HF-Anre
gungsimpulses ein transversales magnetisches Moment in den
Kernen einer Meßprobe angeregt. Nach Abschalten des 90°-Impulses
tritt ein sogenannter freier Induktionszerfall (FID) auf, der
als zeitlich veränderliches Kernresonanzsignal beobachtet werden
kann. Ohne Anwesenheit von Feldinhomogenitäten, insbesondere
ohne Anwesenheit von Gradientenfeldern, würde das zeitlich
oszillierende FID-Signal im homogenen Magnetfeld B0 mit einer
Zeitkonstante T2 im wesentlichen durch Spin-Spin-Wechselwir
kungen bei gleichbleibender Schwingungsfrequenz gedämpft werden,
unter Berücksichtigung von Feldinhomogenität mit der kürzeren
effektiven Relaxationszeit T2*.
In dem Verfahren nach der US-PS 4,070,611 wird jedoch unmit
telbar an den 90°-Impuls anschließend ein Gradientenfeld Gx in
x-Richtung der zeitlichen Dauer tx, daran anschließend ein
Gradientenfeld Gy in y-Richtung mit der Dauer ty und schließlich
ein Gradientenfeld Gz in z-Richtung der zeitlichen Dauer tz in
das Meßvolumen eingeschaltet. Durch die Wirkung der Gradienten
felder wird die jeweilige Schwingungsfrequenz des FID-Signales
in charakteristischer Weise geändert. Bei dem bekannten Verfah
ren wird während der Dauer des Anliegens des zeitlich letzten
Gradientenfeldes das zeitlich veränderliche FID-Signal aufge
nommen und abgespeichert. Aus dem abgespeicherten zeitlichen
Signal wird durch Fourier-Transformation ein entsprechendes
Signal im Frequenz-Raum gewonnen, das Bildpunkten im Ortsraum
zugeordnet werden kann. Durch mehrfache Wiederholung dieses
Verfahrens mit geänderten Gradientenstärken oder Gradienten
dauern und entsprechender Permutation kann daraus ein zwei-
oder drei-dimensionales Bild des Meßobjektes erzeugt werden.
Durch Anlegen von lediglich zwei Gradientenfeldern (X- und Y-
Gradient) kann auch ein zwei-dimensionales Schnittbild erhalten
werden.
Ein Nachteil des bekannten Verfahrens liegt darin, daß ein
Gradientenfeld zu Beginn der Aufnahme des FID-Signales geschal
tet wird. Die Einflüsse dieser während der Messung vorgenommenen
Gradientenschaltung auf die Qualität der erhaltenen Meßsignale
sind technisch schwierig in den Griff zu bekommen, insbesondere
leidet die Interpretierbarkeit der Meßergebnisse darunter.
Ein weiterer Nachteil ergibt sich daraus, daß bei dem bekannten
Verfahren jedes FID-Signal und damit jeder Meßpunkt im k-Raum
(= Fourier-transformierter Ortsraum) andere Informationen be
züglich der effektiven T2*-Relaxationszeit enthält. Außerdem
unterliegt jeder Meßpunkt unterschiedlichen Diffusionseinflüs
sen. Da die Diffusionseffekte aufgrund räumlicher Bewegungen
der Kerne und daraus resultierenden ungerichteten Flußeffekten
quadratisch mit der Zeitdauer nach dem Ende des Anregungsimpul
ses in die Messung eingehen, sind die Unterschiede aufgrund
von Diffusionseinflüssen zwischen den einzelnen aufgenommenen
FID-Signalen besonders groß. Bei dem bekannten Verfahren wird
nämlich das FID-Signal über einen relativ großen Zeitraum zwi
schen dem Abschalten des HF-Anregungsimpulses und einem merk
lichen Abklingen des FID-Signales detektiert.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es demgegenüber, ein
Verfahren der eingangs genannten Art vorzustellen, bei dem
alle Meßwerte, die zu Punkten im k-Raum führen, zum gleichen
relativen Zeitpunkt bezüglich des HF-Impulses aufgenommen werden
können, so daß jeder Meßpunkt die gleiche Information bezüglich
der T2*-Relaxation aufweist, bei dem sämtliche aufgenommene
Punkte im k-Raum aus Meßwerten gewonnen werden, die den glei
chen Diffusionseinflüssen unterlegen sind und die durch Gra
dientenschaltungen in der gleichen Weise beeinflußt sind.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß nach
jedem HF-Anregungsimpuls nur Meßwerte aufgenommen werden, die
genau einem Punkt im k-Raum zugeordnet sind, daß zwischen dem
HF-Anregungsimpuls und dem zeitlichen Beginn t0 des Detek
tionsfensters genau n Phasenkodiergradienten GPH1, . . . , GPHn
angelegt sind, die den Punkt im k-Raum eindeutig festlegen und
daß genau so viele HF-Anregungsimpulse sequentiell eingestrahlt
werden, wie Punkte im k-Raum abgetastet werden sollen.
Gegenüber der Stammanmeldung P 42 19 610.8 entfällt das Merk
mal, daß während der Detektion kein Gradient anliegt. Es hat
sich nämlich inzwischen experimentell gezeigt, daß bei sehr
kurzen Zeiten der Phasenkodiergradient auch noch während der
Detektion anstehen kann, ohne das Bild nennenswert zu ver
fälschen.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren werden die Meßwerte im
Detektionsfenster aufgenommen. Dadurch sind die Einflüsse der
Gradientenschaltung auf die Meßdaten bei allen Meßsequenzen des
erfindungsgemäßen Verfahrens gleich. Da das Detektionsfenster
zu einem bestimmten festen Zeitpunkt t₀ nach dem HF-
Anregungsimpuls beginnt, ist die Vorgeschichte bezüglich der
T2*-Relaxation für jeden aufgenommenen Punkt im k-Raum gleich.
Auch die Diffusionseinflüsse sind für jeden k-Raumpunkt
bezüglich der Zeit die gleichen, da die relativen
Aufnahmezeitpunkte bezüglich des Anregungsimpulses die gleichen
sind.
Die bei einer Meßsequenz im Zeitfenster pro Anregungsimpuls
aufgenommenen Meßwerte sind jeweils immer nur einem einzigen k-
Raumpunkt zugeordnet. Es handelt sich also bei dem erfindungs
gemäßen Verfahren um ein Bildgebungsverfahren mit Einzelpunkt
aufnahmen (single point imaging = SPI).
Ein besonderer Vorteil des erfindungsgemäßen Verfahrens besteht
darin, daß die gewonnenen Meßpunkte im k-Raum nach der sequen
tiellen Änderung der auf die verschiedenen HF-Anregungsimpulse
folgenden Phasenkodiergradienten geordnet werden können und
daß die derart über der relativen Phase aufgetragenen Amplitu
denwerte die Form und den wesentlichen Informationsgehalt eines
Spinecho-Signals haben. Im Unterschied zu einem herkömmlichen
Spinecho, wie es beispielsweise mit dem in der DE-OS 34 34 161
beschriebenen RARE-Verfahren erzeugt werden kann, enthalten
die Meßpunkte des mit dem erfindungsgemäßen Verfahren erzeugten
Pseudo-Spinechos, die alle zum gleichen relativen Zeitpunkt
bezüglich des HF-Anregungsimpulses aufgenommen wurden, exakt
vergleichbare T2*-Information, während im normalen Spinecho
die unterschiedlichen Meßpunkte einer mehr oder weniger starken
T2*-Varianz unterliegen.
Ein weiterer Vorteil des erfindungsgemäßen Verfahrens besteht
darin, daß damit auch NMR-Aufnahmen von Stoffen mit relativ
kleinen T2*-Relaxationszeiten gemacht werden können. Mit den
herkömmlichen Spinecho-Bildgebungsverfahren können lediglich
Bilder von Stoffen mit langen T2*-Relaxationszeiten, wie bei
spielsweise wasserhaltigem Gewebe aufgenommen werden. Knochen,
Knorpel und andere festere Körperbestandteile dagegen ergeben
NMR-Signale, die möglicherweise zum Zeitpunkt des auf den 90°-
Anregungsimpuls nach einer Zeitdauer T üblicherweise folgenden
180°-HF-Impulses noch detektierbar wären, jedoch nach einer
weiteren Zeitdauer τ, bei der das Maximum eines herkömmlichen
Spinecho-Signales liegt, in ihrer Signalstärke unter die Meßbar
keitsgrenze abgefallen sind. Gerade solche NMR-Aufnahmen von
Stoffen mit kurzen T2*-Relaxationszeiten können aber mit dem
erfindungsgemäßen Verfahren noch gemacht werden, da hier das
Detektionsfenster zeitlich direkt nach der Phasenkodierung
erfolgt und keine weitere Zeit τ bis zum Auftritt des ersten
Echomaximums abgewartet werden muß.
Auch gegenüber den üblichen Spinecho-Bildgebungsverfahren,
bei denen der Betrag der Diffusion für jeden Meßpunkt des
Spinechos verschieden ist, weist das erfindungsgemäße Verfah
ren den bereits oben diskutierten Vorteil eines im Mittel für
jeden Meßpunkt gleichen Betrages der Diffusionseffekte auf.
Die Ortsauflösung bei NMR-Bildgebungsverfahren ist allgemein
aufgrund der maximal erreichbaren Gradientenstärke begrenzt.
Durch Verlängerung der Phasenkodierzeit kann aber bei dem
erfindungsgemäßen Verfahren gegenüber den herkömmlichen
Spinecho-Bildgebungsverfahren bei vorgegebener Echozeit, d. h.
Zeit zwischen Anregungsimpuls und Datenaufnahme, eine
wesentlich höhere Ortsauflösung erzielt werden. Während bei
einem herkömmlichen Spinecho-Experiment, das vom ersten Anre
gungsimpuls bis zum Ende des Spinechos eine Zeitdauer von 3 τ
benötigt, die angelegten Gradienten lediglich in der Zeit
periode τ vom Beginn des Echos bis zum Echomaximum effektiv
wirksam sind, ist eine Wirksamkeit der Phasenkodiergradienten
bei dem erfindungsgemäßen Verfahren über die volle Dauer der
angelegten Gradienten gegeben.
Bei einem herkömmlichen Spinecho-Experiment mit Scheibense
lektion kommt zu der oben diskutierten Zeitdauer 3 τ noch die
Zeitdauer für die HF-Anregungsimpulse mit "weicher" Pulsform,
wie beispielsweise Gauß- oder Hermite-Impulse hinzu. Alles in
allem kann daher das "field of view" um einen Faktor 2 bis 3 bei
gleicher Echozeit verkleinert werden, was einem Zoom-Faktor
von ebenfalls 2 bis 3 entspricht und zu einer wesentlich höheren
Ortsauflösung führt.
Umgekehrt kann aber auch bei gleichem field of view die Echozeit
bei dem erfindungsgemäßen Verfahren gegenüber herkömmlichen
Spinecho-Experimenten entsprechend verkürzt werden, so daß
Diffusionsvorgänge, die wie oben diskutiert, quadratisch mit
der Echozeit zunehmen, stark reduziert werden können. Auch
dadurch kann mit dem erfindungsgemäßen Verfahren eine wesentlich
höhere Bildqualität erreicht werden als bei den herkömmlichen
Spinecho-Bildgebungsverfahren.
Um die benötigten Meßzeiten auf die Hälfte zu verkürzen, werden
bei einer bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen
Verfahrens simultan jeweils zwei um 90° phasenverschobene NMR-
Signale aufgenommen. Durch die simultane Quadratur-Detektion
steht sowohl der Realteil als auch der Imaginärteil des kom
plexen Signalpunktes der Auswertung zur Verfügung.
Eine weitere wesentliche Verkürzung der Aufnahmezeit wird bei
einer Ausführungsform dadurch erreicht, daß die HF-Anregungsim
pulse mit einer hohen Wiederholrate in das Meßvolumen einge
strahlt werden und so gewählt sind, daß die von dem homogenen
Magnetfeld B0 parallel zur z-Achse ausgerichteten Kernspins
des Meßobjektes nur um einen gegenüber 90° kleinen Flipwinkel
kohärent aus ihrer Richtung bewegt werden.
Bei einer alternativen Ausführungsform werden HF-Anregungsim
pulse in das Meßvolumen eingestrahlt, die aus der longitudinalen
Magnetisierung der Kerne im Meßobjekt in Richtung der z-Achse
eine kohärente transversale Magnetisierung in einer zur z-Achse
senkrechten xy-Ebene erzeugen, wobei vor jedem weiteren HF-
Anregungsimpuls ein Flip-Back-Impuls in das Meßvolumen
eingestrahlt wird, der die kohärente transversale Magne
tisierung aus der xy-Ebene in z-Richtung zurücktransferiert.
Damit wird bei im Verhältnis zur Repetitionszeit der Anre
gungssequenz langen T2*-Relaxationszeiten eine kürzere Meßdauer
oder ein entsprechend besseres Signal-zu-Rausch-Verhältnis
erzielt.
Eine weitere Verbesserung der statistischen Qualität der aufge
nommenen k-Raumpunkte wird bei einer Ausführungsform dadurch
erreicht, daß aus mehreren im gleichen Detektionsfenster aufge
nommenen Meßwerten ein Mittelwert gebildet wird, welcher nur
einem einzigen Punkt im k-Raum zugeordnet ist.
Ein Verlust im Signal-zu-Rausch-Verhältnis infolge einer schnel
len Wiederholrate kann bei Ausführungsformen dadurch ausge
glichen werden, daß die im gleichen Detektionsfenster aufgenom
menen Meßwerte einer digitalen und/oder analogen Filterung,
insbesondere nach dem Heruntermischen einer Tiefpaß-Filterung
unterzogen werden. Während bei den herkömmlichen Spinecho-Ex
perimenten nach dem Stand der Technik das dort auftretende
stark oszillierende Signal, wenn überhaupt, dann nur einer
Filterung mit großer Bandbreite, die durch die Abtastrate be
grenzt ist, zugänglich ist, kann beim erfindungsgemäßen Ver
fahren aus dem Ensemble von Meßwerten im gleichen Zeitfenster
durch schmalbandige Filterung ein quasi-DC-Signal herausge
filtert werden.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform erfolgt die Aufnahme der
Meßwerte auf der NMR-Resonanzfrequenz als Bezugsfrequenz, so
daß nahezu alle Frequenzbestandteile außerhalb der Resonanz
frequenz aus den Meßdaten herausgefiltert werden können.
Besonders bevorzugt ist eine Ausbildung dieser Ausführungsform,
bei der die Meßwerte aus dem gleichen Detektionsfenster an den
Verlauf einer zuvor ermittelten T2*-Relaxationskurve des von
dem HF-Anregungsimpuls erzeugten zeitlichen FID-Signales ange
fittet werden. Damit ist eine theoretisch ideale Rauschelimina
tion möglich.
Unter Ausnutzung der Symmetrie des Pseudoechos brauchen bei
einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens nur
diejenigen Punkte im k-Raum durch Variation der Wirkung der
Phasenkodiergradienten auf die Kernspins des Meßobjektes abge
tastet werden, die zu einer der beiden symmetrischen Hälften
der zu einer Meßkurve zusammengesetzten Fourier-transformierten
Meßwerte gehören. Da die zweite Hälfte des Pseudoechos keine
neue Orts-Information bringt, genügt es, nur die erste Hälfte
des bei dem erfindungsgemäßen Verfahren nunmehr idealen "Echo
signales" aufzunehmen.
Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsform des erfindungs
gemäßen Verfahrens wird die Phasenkodierung durch eine sequen
tielle Änderung der Gradientenstärke der n Phasenkodiergradien
ten bei jedem HF-Anregungsimpuls bewirkt, wobei die zeitlichen
Dauern der n Phasenkodiergradienten während sämtlicher Meßse
quenzen jeweils konstant gehalten werden. Dadurch wird eine
Datenaufnahme immer zum gleichen relativen Meßzeitpunkt bezüg
lich des HF-Anregungsimpulses sichergestellt.
Bei einer alternativen Ausführungsform wird die Phasenkodierung
durch eine sequentielle Änderung der zeitlichen Einwirkungsdauer
der n Phasenkodiergradienten bei jedem HF-Anregungsimpuls be
wirkt, wobei die Gradientenstärken der n Phasenkodiergradienten
während sämtlicher Meßsequenzen jeweils konstant, insbesondere
auf ihrem Maximalwert, gehalten werden. Auch bei dieser Aus
führungsform kann eine Datenaufnahme zum gleichen relativen
Zeitpunkt erfolgen, wenn die zeitliche Lage des Detektions
fensters relativ zum jeweiligen HF-Anregungsimpuls bei allen
HF-Anregungsimpulsen konstant gehalten wird.
Bei einer anderen Ausbildung dieser Ausführungsform beginnt jedoch
das Detektionsfenster zeitlich unmittelbar nach dem Einwirken bzw.
Abschalten des letzten der n Phasenkodiergradienten. Somit ist
die Zeit t0 von der Mitte des HF-Anregungsimpulses bis zum
Beginn des Detektionsfensters für jeden aufgenommenen k-Raum
punkt unterschiedlich, so daß auch T2*-Relaxationseffekte in
unterschiedlicher Weise in die einzelnen Meßpunkte eingehen.
Dafür können jedoch mit dieser Ausführungsform auch NMR-Bilder
von Materialien mit noch kürzeren T2*-Relaxationszeiten gewonnen
werden, wobei implizit eine Gewichtung der aufgenommenen Daten
punkte zugunsten von kurzen T2*-Relaxationszeiten erfolgt.
Durch die Verkürzung der Meßzeiten für einen Teil der Meßpunkte
werden bei dieser Ausführungsform auch die Diffusionseffekte
reduziert. Insgesamt kann auch die Aufnahmezeit verkürzt werden.
Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren können beliebige n-dimensio
nale NMR-Bilder gewonnen werden. Insbesondere ist durch Wahl
von n = 1, also Anwendung von nur einem Phasenkodiergradienten
eine 1-dimensionale Projektion möglich.
Ein 2-dimensionales NMR-Bild kann als Schattenriß wie bei einem
Röntgenbild durch Anwendung von zwei Phasenkodiergradienten
(n = 2) erhalten werden. Bei einer weiteren Ausführungsform
wird zusätzlich zu den zwei Phasenkodiergradienten ein Schei
benselektionsgradient angelegt. Damit kann ein übliches 2-dimen
sionales NMR-Schnittbild von einer scheibenförmigen Ebene des
Meßobjektes erzeugt werden.
Bei einer weiteren Ausführungsform werden drei Phasenkodier
gradienten angelegt, die insbesondere orthogonal, vorzugsweise
in Richtung der x-, y- und z-Achse gerichtet sind. Damit ist
eine 3-dimensionale NMR-Bildgebung möglich.
In den Rahmen der Erfindung fällt auch eine Meßsequenz für
eine Ausbildung des erfindungsgemäßen Verfahrens mit Phasen
kodierung durch sequentielle Änderung der Gradientenstärke,
bei der gleichzeitig mit oder nach der Einstrahlung des HF-
Anregungsimpulses der Dauer tHF ein oder mehrere Phasenkodier
gradienten der Dauer tph1, tph2, tph3 usw. eingeschaltet werden,
wobei tHF < tph1, tph2, tph3 usw. und insbesondere tph1 = tph2
= tph3, wobei die Gradientenstärke von Meßsequenz zu Meßsequenz
geändert wird, und wobei in einem zeitlichen Detektionsfenster
NMR-Signale aus der Meßprobe aufgenommen werden, die jeweils
einem einzigen Punkt im k-Raum zugeordnet werden.
Die Erfindung wird im Folgenden anhand der in der Zeichnung
dargestellten Ausführungsbeispiele näher beschrieben und erläu
tert. Die der Beschreibung und der Zeichnung zu entnehmenden
Merkmale können bei anderen Ausführungsformen der Erfindung
einzeln, für sich oder zu mehreren in beliebiger Kombination
Anwendung finden. Es zeigen:
Fig. 1 das Zeitdiagramm einer SPI-Meßsequenz, wie sie bei
einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens
zur Aufnahme von 1-dimensionalen NMR-Bildern Anwendung
findet,
Fig. 2 ein aus den Meßpunkten des Verfahrens nach Fig. 1
zusammengesetztes 1D-Pseudoecho,
Fig. 3 das Zeitdiagramm einer SPI-Meßsequenz zur Aufnahme
von 2-dimensionalen Schnittbildern,
Fig. 4 das Zeitdiagramm einer SPI-Sequenz zur Aufnahme von
3-dimensionalen NMR-Bildern,
Fig. 5 das Zeitdiagramm einer SPI-Sequenz zur Aufnahme von
3D-Bildern mit zeitlich variablen Phasenkodiergradien
ten und
Fig. 6 das Zeitdiagramm eines Spinecho-Experiments nach dem
Stand der Technik.
Zur Erzeugung von Kernspinresonanz(NMR)-Signalen wird ein Meß
objekt in einem Meßvolumen innerhalb eines parallel zu einer
z-Achse gerichteten hochgradig homogenen, stationären Magnet
feldes B0 einem oder mehreren HF-Anregungsimpulsen ausgesetzt,
mit deren Hilfe ein freier Induktionszerfall (FID) der interes
sierenden Kernspins angeregt wird. Als HF-Anregungsimpulse
können "harte" Impulse, wie z. B. die in Fig. 1, 4, 5 und 6
angedeuteten 90°-Impulse 1 zur Anregung der Kernspins in einem
breiten Frequenzband verwendet werden. Zum Zwecke einer schmal
bandigen Anregung, beispielsweise bei scheibenselektiven Bild
gebungsverfahren für Schnittbildaufnahmen, werden hingegen
"weiche" Impulse, wie beispielsweise der in Fig. 3 angedeutete
Hermite-Impuls 11 auf das Meßobjekt eingestrahlt.
Das durch den HF-Anregungsimpuls 1, 11 erzeugte, zeitlich mit
der Resonanzfrequenz der angeregten Kernspins oszillierende
FID-Signal 2, von dem in der Zeichnung das mit der Resonanz
frequenz heruntergemischte Quasi-DC-Signal angedeutet ist,
wird in seiner Amplitude durch verschiedene Relaxationsmechanis
men aufgrund der Wechselwirkung der angeregten Kernspins mit
ihrer Umgebung mit einer effektiven Relaxationszeit T2* ge
dämpft. Die Aufnahme lediglich des FID-Signales 2 im homogenen
Magnetfeld B0 ergibt nur eine pauschale Information über die
Art der angeregten Kerne. Rückschlüsse auf ihre räumliche Lage
und ihre Dichteverteilung sind aus einem solchen Signal nicht
möglich.
Um NMR-Bilder zu erzeugen, die eine Ortsinformation über die
angeregten Kerne enthalten, werden dem homogenen Magnetfeld B0
ein oder mehrere Gradientenfelder überlagert. Unter Einwirkung
des oder der Gradienten dephasiert das FID-Signal 2 in charak
teristischer Weise, so daß der gemessenen Dephasierung des NMR-
Signals eine bestimmte Orstinformation zugeordnet werden kann.
Bei dem eingangs geschilderten NMR-Bildgebungsverfahren nach
Ernst werden nach dem 90°-Anregungsimpuls zeitlich nacheinander
lineare Gradienten in den Raumrichtungen x, y und z geschaltet,
während das FID-Signal ansteht. Durch die Einwirkung der Gra
dienten verändert sich das FID-Signal in seiner Phasenlage und
Frequenz jeweils charakteristisch, so daß durch sukzessive
Veränderung der Gradienten das Meßvolumen in den verschiedenen
Raumrichtungen abgetastet wird. Die erhaltenen Meßwerte ent
sprechen Punkten im k-Raum, die nach einer Fourier-Transforma
tion zu einem 3-dimensionalen Bild des Meßobjektes im Ortsraum
zusammengesetzt werden können.
Ein gegenüber dem Ernstschen Verfahren verbessertes NMR-Bild
gebungsverfahren ist das Spinecho-Verfahren, von dem eine typi
sche Meßsequenz in Fig. 6 dargestellt ist. Dabei wird nach dem
90°-Anregungsimpuls 1 ein sogenannter Lesegradient GR angelegt,
der für eine zeitlich kontinuierliche Dephasierung des angereg
ten FID-Signales sorgt. Nach einer Zeitdauer T nach dem 90°-
Impuls 1 wird ein 180°-Impuls 21 in das Meßvolumen eingestrahlt,
der die Magnetisierung der angeregten Kerne um 180° kippt.
Entsprechend klappt dann auch die Phase um 180°, wie in der 3.
Zeile von Fig. 6 angedeutet ist. Nach Einstrahlung des 180°
Impulses 21 wird wiederum der Lesegradient GR angelegt, während
dessen sich ein aufgrund der Gradientenwirkung ständig repha
sierendes Spin-Echosignal aufbaut, das nach einer Zeit τ nach
dem Zentrum des 180°-Impulses 21 sein Maximum erreicht und
nach einer weiteren Zeitdauer τ wieder auf einen Wert nahe
Null abgefallen ist. Durch geeignetes Timing der Einstrahlung
von weiteren 180°-Impulsen nach dem RARE-Verfahren kann eine
ganze Reihe von unterschiedlich phasenkodierten Spinecho-Sig
nalen aufgrund einer einzigen FID-Anregung nacheinander erhalten
werden.
Die bekannten Spinecho-Verfahren setzen jedoch voraus, daß die
T2*-Relaxationszeit genügend lang im Verhältnis zur Gesamtdauer
einer Meßsequenz ist, so daß zumindest noch nach einer Zeitdauer
von 2 τ bis 3 τ nach dem 90°-Anregungsimpuls 1 eine genügend
hohe Signalstärke vorhanden ist. Dies ist im allgemeinen bei
dem für medizinische Anwendungen wichtigen wasserhaltigen Gewe
bematerial der Fall. Bei festeren Stoffen bzw. Knorpel oder
Knochen müssen die Kernspins jedoch in einer bedeutend kürzeren
Zeit detektiert werden.
Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren wird nun eine Methode vor
gestellt, mit der die gleichen bzw. qualitativ sogar verbesser
ten Informationen wie bei den herkömmlichen Spinecho-Verfahren
gewonnen werden können, wobei allerdings auch Bilder von Mate
rialien mit wesentlich kürzeren effektiven T2*-Relaxationszei
ten erhalten werden können.
In Fig. 1 ist ein Zeitschema des erfindungsgemäßen Verfahrens
zur Gewinnung von 1-dimensionalen NMR-Bildern, also Projektio
nen in einer Raumrichtung gezeigt. Bereits kurz vor, während
oder auch erst nach Einstrahlung des 90°-Anregungsimpulses 1
wird ein Phasenkodiergradient GPH1 angelegt, unter dessen Ein
wirkung das FID-Signal 2 dephasiert. Wie in der unteren Zeile
von Fig. 1 angedeutet, wird bei sukzessiven Meßdurchläufen die
Stärke des Phasenkodiergradienten GPH1 jeweils geändert. Nach
Abschalten des Phasenkodiergradienten GPH1 wird innerhalb eines
zeitlichen Detektionsfensters 3 beginnend mit dem Zeitpunkt t0
das FID-Signal 2 aufgenommen. Da spätestens ab dem Zeitpunkt
t0 kein Gradientenfeld mehr anliegt und folglich auch keine
Dephasierung mehr bewirkt wird, können die im Detektionsfenster
3 aufgesammelten Meßwerte zu einem Mittelwert zusammengefaßt und
einem einzigen Punkt im k-Raum zugeordnet werden. Vorzugsweise
beginnt das Detektionsfenster 3 zum Zeitpunkt t0 unmittelbar
nach dem Wirken des Phasenkodiergradienten.
In einer Ausführungsform kann jedoch der Phasenkodiergradient
GPH1 noch während des Detektionsfensters 3 anstehen und wird
erst anschließend abgeschaltet. Dies ist insbesondere bei ex
trem kurzen Zeitintervallen zwischen Anregungsimpuls 1 und De
tektionsfenster 3 sinnvoll. Beispielsweise wurde erfolgreich
mit Zeitintervallen von nur 40 µs gearbeitet.
Wenn die so gewonnenen Intensitäten der Meßpunkte nach der
jeweiligen Phasenlage aufgrund des einwirkenden Phasenkodier
gradienten GPH1 sortiert werden, entsteht das in Fig. 2 gezeigte
Pseudo-Spinecho 4. Dieses enthält die gleiche Information wie
ein Echosignal nach dem herkömmlichen Spinecho-Verfahren, wobei
jedoch alle Meßpunkte zum gleichen relativen Zeitpunkt bezüglich
des HF-Anregungsimpulses aufgenommen wurden, während bei dem
bekannten Spinecho-Verfahren eine T2*-Varianz zwischen den
einzelnen Meßpunkten aufgrund der während der Messung ange
legten Gradientenfelder beobachtet wird.
Diffusionseinflüsse aufgrund der räumlichen Bewegung der Kerne,
die zu ungerichteten Flußeffekten führen, deren Stärke propor
tional zur dritten Potenz der Gradientenstärke und proportional
zum Quadrat der Einwirkungszeit ist, gehen in die Meßwerte bei
dem erfindungsgemäßen Verfahren deutlich geringer ein als bei
den bekannten Spinecho-Verfahren, weil einerseits zur Aufnahme
eines Pseudo-Spinechos 4 lediglich eine mit der Zeitdauer τ
aus Fig. 6 vergleichbare Zeitdauer pro Aufnahmesequenz benötigt
wird, während die Sequenzdauer bei den Spinecho-Verfahren 3 τ
beträgt. Außerdem wirkt bei dem erfindungsgemäßen Verfahren
auch der Phasenkodiergradient nur maximal für die Zeitdauer t₀,
während der Lesegradient GR, wie in Fig. 6 ersichtlich,
beim herkömmlichen Spinecho-Verfahren nahezu dreimal solange
anliegt. Bis zum Zentrum des Spinecho-Signales in Fig. 6 liegt
der Lesegradient GR immerhin über eine Zeitdauer von ungefähr
2 τ an, was immerhin noch zu einer doppelt so langen Diffusions
dauer aufgrund der Gradienteneinwirkung gegenüber dem erfin
dungsgemäßen SPI-Verfahren führt. Umgekehrt kann aber auch bei
vorgegebener "Echozeit" und maximaler Gradientenstärke gegenüber
der herkömmlichen Echo-Bildgebung durch Verlängerung der Phasen
kodierungszeit eine wesentlich höhere Ortsauflösung erzielt
werden.
Durch Anlegen von zwei Phasenkodiergradienten GPH1 und GPH2
kann mit dem erfindungsgemäßen Verfahren auch ein 2-dimensio
nales NMR-Bild erzeugt werden, das nach entsprechender Fourier-
Transformation einen Schattenriß des Meßobjektes ähnlich wie
ein Röntgenbild zeigt.
Um ein 2-dimensionales NMR-Bild einer scheibenförmigen Ebene
des Meßobjektes zu erhalten, kann, wie in Fig. 3 gezeigt, statt
eines harten 90°-Impulses ein selektiver "weicher" Impuls 11 mit
schmaler Anregungsbandbreite, beispielsweise ein Hermite-Impuls
angewandt werden. Durch Anlegen eines Scheibenselektionsgra
dienten GS während der Einstrahlung des HF-Anregungsimpulses
kann dann eine bestimmte ebene Scheibe aus dem Meßobjekt für
die Bildgebung ausgewählt werden.
In Fig. 4 ist das Zeitschema einer Meßsequenz zur Aufnahme
eines 3-dimensionalen NMR-Bildes gezeigt. Hier werden die Kern
spins beispielsweise mit einem harten 90°-Impuls 1 angeregt,
woraufhin die drei Phasenkodiergradienten GPH1, GPH2 und GPH3
auf die Kernspins einwirken und unmittelbar nach deren Abschal
ten im Detektionsfenster 3 ein oder mehrere Meßwerte des FID-
Signales 2 aufgenommen und zu einem mittleren Meßpunkt im k-
Raum zusammengefaßt werden. Beim zweiten Meßdurchgang werden
nach dem HF-Anregungsimpuls 1 der zweite und dritte Phasenko
diergradient jeweils unverändert geschaltet, während der erste
Phasenkodiergradient in seiner Stärke verändert wird. Bei den
darauffolgenden Meßdurchgängen wird ebenso verfahren, bis sämt
liche vorgesehenen Werte des ersten Phasenkodiergradienten
GPH1 durchvariiert sind. Im nächsten Meßdurchgang wird der
zweite Wert des zweiten Phasenkodiergradienten GPH2 eingestellt,
wobei die Variation des ersten Phasenkodiergradienten GPH1
wieder von vorn beginnt. Das gleiche Verfahren wird auch für
die Variation des dritten Phasenkodiergradienten angewendet.
Die Messung ist beendet, nachdem der Phasenraum beispielsweise
256·128·128 mal variiert und entsprechend abgetastet wurde.
Selbstverständlich kann die Reihenfolge der Kodierungen nach
Belieben geändert werden.
Gegenüber herkömmlichen Spinecho-Experimenten entstünde damit
bei einer Repetitionszeit von beispielsweise einer Sekunde eine
Gesamtmeßzeit von 1165 Stunden für 256·128·128 Datenpunkte.
Um die Meßzeit auf ein erträgliches Maß zu verkürzen, können
verschiedene Maßnahmen ergriffen werden:
Durch simultane Aufnahme eines um 90° phasenverschobenen De
tektionssignales (Quadratur-Detektion) können pro HF-Anregung
zwei Punkte des Pseudo-Spinechos 4 aufgenommen werden.
Eine weitere Beschleunigung des Verfahrens kann durch eine
schnelle Wiederholrate der HF-Anregungsimpulse erfolgen, wobei
die Kernspins des Meßobjektes nur um einen relativ geringen
Flip-Winkel kohärent aus ihrer ursprünglichen Ausrichtung paral
lel zum homogenen Magnetfeld B0 ausgelenkt werden.
Die durch die hohe Wiederholrate erhöhten Verluste im Signal-
zu-Rausch-Verhältnis können durch digitale und/oder analoge
Filterung der Meßdaten ausgeglichen werden. Erfolgt die Daten
detektion mit der Resonanzfrequenz, so können wegen der Abwesen
heit von Gradienten während der Detektion im günstigsten Fall
alle Frequenzen außerhalb der Resonanzfrequenz herausgefiltert
werden. Auch können die im Detektionsfenster 3 aufgenommenen
Meßwerte an den Verlauf einer idealisierten T2*-Relaxationskurve
des von dem HF-Anregungsimpuls 1, 11 erzeugten zeitlichen FID-
Signales 2 angefittet werden.
Die verbleibende Meßzeit kann dadurch auf die Hälfte reduziert
werden, daß von dem Pseudo-Spinecho 4 lediglich eine Hälfte
aufgenommen wird. Dies ist ohne Informationsverlust möglich,
da im Gegensatz zu den herkömmlichen, durch unterschiedliche
T2*-Relaxationen der einzelnen Meßpunkte verzerrte Spinecho-
Signale das vorliegende Pseudo-Spinecho 4 vollkommen symmetrisch
ist.
Bei einer Repetitionszeit von etwa einer Millisekunde und Gra
dientenschaltzeiten von einigen 100 Mikrosekunden kann unter
Ausnutzung der oben erwähnten Maßnahmen die Meßzeit des be
schriebenen Beispiels von 1165 Stunden auf eine realistische
Zeit von weniger als 5 Minuten reduziert werden.
Die Phasenkodierung kann statt durch die oben beschriebene
sequentielle Änderung der Gradientenstärke der n Phasenkodier
gradienten bei jedem HF-Anregungsimpuls auch dadurch bewirkt
werden, daß die zeitlichen Einwirkungsdauern der Phasenkodier
gradienten bei gleichbleibender Gradientenstärke für jede Meß
sequenz sukzessive geändert werden, wie dies in Fig. 5 darge
stellt ist. Bei dieser technisch etwas schwieriger zu realisie
renden Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens bieten sich
grundsätzlich zwei Möglichkeiten der Datenaufnahme:
Im einen Fall beginnt die Datenaufnahme, also der zeitliche
Beginn t0 des Detektionsfensters 3 für jeden Meßzyklus mit dem
gleichen zeitlichen Abstand zum HF-Anregungsimpuls 1. Hierbei
haben die Pseudo-Spinecho-Punkte bei abnehmender Phasenkodier
zeit auch geringere Einflüsse von Wirbelstromeffekten aufge
sammelt.
Die andere Möglichkeit besteht darin, daß man mit maximalen
Gradientenstärken und variabler Dauer arbeitet und daß die
Datenakquisition direkt nach Abschalten bzw. Einwirken aller
Phasenkodiergradienten beginnt. Dadurch werden die Meßpunkte im k-Raum
nicht mehr zum gleichen relativen Zeitpunkt bezüglich der An
regung gewonnen. Andererseits können damit aber auch Bilder
von Materialien mit noch geringeren T2*-Relaxationszeiten auf
genommen werden, und die Einwirkung der Diffusionseffekte wird
im Mittel zusätzlich reduziert. Außerdem kann die Gesamtauf
nahmezeit gegenüber Fig. 5 verkürzt werden.
Je nach den experimentellen Randbedingungen kann bei einem
optimierten Verfahren auch die Stärke und die Dauer der
Phasenkodiergradienten variiert werden.
Abschließend sei erwähnt, daß die zur Gewinnung von NMR-Bildern
im Ortsraum erforderliche Fourier-Transformation der gewonnenen
k-Raumpunkte komplett aus der aufgenommenen Matrix der Meßpunkte
im k-Raum oder zeilen- bzw. spaltenweise sowie alternativ auch
aus ganzen 2D-Anteilen der Matrix erfolgen kann.
Das erfindungsgemäße Verfahren kann auch, insbesondere in Kombi
nation mit oder als Bestandteil von an sich bekannten Puls
sequenzen zur Bestimmung von Fluß- oder T1-Abhängigkeiten
(Inversion-Recovery-Verfahren) eingesetzt werden.
Bei extrem kurzen Intervallen zwischen Anregungsimpuls und
Detektionsfenster können der oder die zu Beginn des Fensters
noch wirkenden Phasenkodiergradienten auch anstehen bleiben,
was zwar eine etwas verschlechterte Bildqualität bewirkt,
jedoch Zeitintervalle erlaubt, die kürzer sind als die
kürzesten technisch möglichen Gradientenschaltzeiten.
Claims (20)
1. Verfahren zur n-dimensionalen NMR-Bildgebung,
bei dem ein Meßobjekt in einem Meßvolumen innerhalb eines
parallel zu einer z-Achse gerichteten homogenen Magnet
feldes B0 HF-Anregungsimpulsen ausgesetzt wird, wobei dem
homogenen Magnetfeld B0 zur Abtastung des n-dimensionalen
k-Raumes hinsichtlich ihrer Stärke und/oder Dauer schritt
weise geänderte Gradientenfelder, insbesondere Phasen
kodiergradienten überlagert werden, wobei nach jedem HF-
Anregungsimpuls innerhalb mindestens eines zeitlichen
Detektionsfensters ein NMR-Signal mit mindestens einem
Meßwert aus dem Meßvolumen aufgenommen wird, wobei die
Meßwerte Punkten einer n-dimensionalen Matrix im k-Raum
zugeordnet sind, und wobei mittels n-dimensionaler Fourier-
Transformation aus der n-dimensionalen Matrix im k-Raum
ein n-dimensionales Bild im Ortsraum gewonnen wird,
dadurch gekennzeichnet, daß
nach jedem HF-Anregungsimpuls (1, 11) nur Meßwerte aufge
nommen werden, die genau einem Punkt im k-Raum zugeordnet
sind, daß zwischen dem HF-Anregungsimpuls (1, 11) und dem
zeitlichen Beginn t0 des Detektionsfensters (3) genau n
Phasenkodiergradienten (GPH1, . . . GPHn) angelegt sind,
die den Punkt im k-Raum eindeutig festlegen und daß genau
so viele HF-Anregungsimpulse (1, 11) sequentiell eingestrahlt
werden, wie Punkte im k-Raum abgetastet werden sollen.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die NMR-Signale simultan in Quadratur aufgenommen werden.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder Anspruch 2, dadurch gekenn
zeichnet, daß die HF-Anregungsimpulse mit einer hohen
Wiederholrate in das Meßvolumen eingestrahlt werden und
so gewählt sind, daß die von dem homogenen Magnetfeld B0
parallel zur z-Achse ausgerichteten Kernspins des Meßob
jektes nur um einen gegenüber 90° kleinen Flipwinkel ko
härent aus ihrer Richtung bewegt werden.
4. Verfahren nach Anspruch 1 oder Anspruch 2, dadurch gekenn
zeichnet, daß HF-Anregungsimpulse (1, 11) in das Meßvolumen
eingestrahlt, die aus der longitudinalen Magnetisierung
der Kerne im Meßobjekt in Richtung der z-Achse eine ko
härente transversale Magnetisierung in einer zur z-Achse
senkrechten xy-Ebene erzeugen, wobei vor jedem weiteren
HF-Anregungsimpuls ein Flip-back-Impuls in das Meßvolumen
eingestrahlt wird, der die kohärente transversale Magne
tisierung aus der xy-Ebene in z-Richtung zurücktransfer
iert.
5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, daß aus mehreren im gleichen Detektions
fenster (3) aufgenommenen Meßwerten ein Mittelwert gebildet
wird, welcher nur einem Punkt im k-Raum zugeordnet ist.
6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, daß die im gleichen Detektionsfenster (3)
aufgenommenen Meßwerte einer digitalen und/oder analogen
Filterung, insbesondere einer Tiefpaß-Filterung unterzogen
werden.
7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß
die Aufnahme der Meßwerte auf der NMR-Resonanzfrequenz
(on-resonance) erfolgt und daß nahezu alle Frequenzbe
standteile außerhalb der Resonanzfrequenz (off-resonance)
aus den Meßdaten herausgefiltert werden.
8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß
die Meßwerte aus dem gleichen Detektionsfenster (3) an den
Verlauf einer zuvor ermittelten T2*-Relaxationskurve des
von dem HF-Anregungsimpuls (1, 11) erzeugten zeitlichen
FID-Signals angefittet werden.
9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, daß nur diejenigen Punkte im k-Raum durch
Variation der Wirkung der Phasenkodiergradienten auf die
Kernspins des Meßobjektes abgetastet werden, die zu einer
der beiden symmetrischen Hälften der zu einer Meßkurve
zusammengesetzten Fourier-transformierten Meßwerte gehören.
10. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, daß die Phasenkodierung durch eine sequen
tielle Änderung der Gradientenstärke der n Phasenkodier
gradienten bei jedem HF-Anregungsimpuls (1, 11) bewirkt
wird, und daß die zeitlichen Dauern der n Phasenkodier
gradienten während sämtlicher Meßsequenzen jeweils konstant
gehalten werden.
11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Phasenkodierung durch eine sequentielle
Änderung der zeitlichen Einwirkungsdauer von mindestens
einem der n Phasenkodiergradienten bei jedem HF-Anregungs
impuls (1, 11) bewirkt wird, und daß die Gradientenstärken
der n Phasenkodiergradienten während sämtlicher Meßsequen
zen jeweils konstant gehalten werden.
12. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, daß die zeitliche Lage des Detektions
fensters (3) relativ zum jeweiligen HF-Anregungsimpuls
(1, 11) bei allen HF-Anregungsimpulsen (1, 11) konstant
gehalten wird.
13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch ge
kennzeichnet, daß das Detektionsfenster (3) zeitlich
unmittelbar nach dem Abschalten des letzten der n
Phasenkodiergradienten beginnt.
14. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch
gekennzeichnet, daß n = 1 gewählt wird.
15. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch ge
kennzeichnet, daß n = 2 gewählt wird.
16. Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß
zusätzlich zu den 2 Phasenkodiergradienten ein Scheiben
selektionsgradient angelegt wird.
17. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch ge
kennzeichnet, daß n = 3 gewählt wird, und daß die 3 Phasen
kodiergradienten insbesondere orthogonal, vorzugsweise in
Richtung der x-, y- und z-Achse gerichtet sind.
18. Meßsequenz für ein Verfahren nach Anspruch 10, dadurch
gekennzeichnet, daß gleichzeitig mit oder nach der Ein
strahlung des HF-Anregungsimpulses (1, 11) der Dauer tHF ein
oder mehrere Phasenkodiergradienten der Dauer tph1, tph2,
tph3 usw. eingeschaltet werden, wobei tHF < tph1, tph2, tph3
usw. und insbesondere tph1 = tph2 = tph3, und wobei die
Gradientenstärke von Meßsequenz zu Meßsequenz geändert
wird, und daß in einem zeitlichen Detektionsfenster (3)
NMR-Signale aus der Meßprobe aufgenommen werden, die je
weils einem einzigen Punkt im k-Raum zugeordnet werden.
19. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 17, dadurch
gekennzeichnet, daß während der zeitlichen Dauer des
Detektionsfensters (3) kein Gradientenfeld anliegt.
20. Meßsequenz nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet daß
während der zeitlichen Dauer des Detektionsfensters (3)
kein Gradientenfeld anliegt.
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