DE4232731C2 - NMR-Bildgebungsverfahren mit Einzelpunktaufnahme (SPI) und Meßsequenz - Google Patents

Abstract

Bei einem Verfahren zur n-dimensionalen NMR-Bildgebung für Materialien mit sehr kurzen T¶2¶*-Relaxationszeiten, bespielsweise Knorpel oder Knochen, wird nach jedem HF-Anregungsimpuls lediglich ein einziger Meßpunkt im k-Raum aus dem phasenkodierten FID-Signal aufgenommen. Die Signalaufnahme erfolgt vorzugsweise jeweils nach Abschalten der Phasenkodiergradienten in jedem Meßzyklus zum gleichen relativen Zeitpunkt. Aus den gewonnenen k-Raumpunkten kann ein Pseudo-Spinecho (4) gewonnen werden, das im wesentlichen die gleichen Informationen wie ein herkömmliches Spinecho-Signal trägt.

Description

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 G_x in x-Richtung der zeitlichen Dauer t_x, daran anschließend ein Gradientenfeld G_y in y-Richtung mit der Dauer t_y und schließlich ein Gradientenfeld G_z in z-Richtung der zeitlichen Dauer t_z 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 dreidimensionales Bild des Meßobjektes erzeugt werden. Durch Anlegen von lediglich zwei Gradientenfeldern (X- und Y- Gradient) kann auch ein zweidimensionales 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.

Aus Journal of Magnetic Resonance 61, (1985), 188-191 geht eine Verbesserung des oben beschriebenen bekannten Verfahrens hervor, bei der nach jedem HF-Anregungsimpuls nur Meßwerte aufgenommen werden, die genau einem Punkt im k-Raum zugeordnet sind, und zwischen dem HF-Anregungsimpuls und dem zeitlichen Beginn t₀ des Detektionsfensters genau n Phasenkodiergradienten G_PH1, . . ., G_PHn angelegt sind, die den Punkt im k-Raum eindeutig festlegen, wobei die Pulssequenz unter jeweils erneuter HF- Einstrahlung und mit jeweils inkrementierten Gradientenwerten wiederholt durchlaufen wird, um die entsprechenden Punkte im k-Raum abzutasten.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist des demgegenüber, ein Verfahren dieser Art, 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 gleichen Diffusionseinflüssen unterlegen sind und die durch Gradientenschaltungen in der gleichen Weise beeinflußt sind, so zu verbessern, daß bei im Verhältnis zur Repetitionszeit der Anregungssequenz langen T₂*-Relaxationszeiten eine kürzere Meßdauer oder ein entsprechend besseres Signal-zu-Rausch-Verhältnis erzielt wird.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß genau soviele HF-Anregungsimpulse sequentiell eingestrahlt werden, wie Punkte im k-Raum abgetastet werden sollen, und daß HF- Anregungsimpulse in das Meßvolumen eingestrahlt werden, die aus der longitudinalen Magnetisierung der Kerne im Meßobjekt in Richtung der z-Achse eine kohärente transversale Magnetisierung in einer zur z-Achse senkrechen xy-Ebene erzeugen, wobei vor jedem weiteren HF-Anregungsimpuls ein Flip­ back-Impuls in das Meßvolumen eingestrahlt wird, der die kohärente transversale Magnetisierung aus der xy-Ebene in z- Richtung zurücktransferiert.

Gegenüber der DE 42 19 610 C1 entfällt das Merkmal, 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 verfälschen.

Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren werden die Meßwerte im Detektionsfenster erst nach Abschalten der n Phasenkodiergra­ dienten aufgenommen. Dadurch sind die Einflüsse der Gradienten­ schaltung auf die Meßdaten bei allen Meßsequenzen des erfin­ dungsgemäßen 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 Dif­ fusionseinflüsse 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 auf­ genommenen 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 gewonnen 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 34 34 161 A1 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 τ 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 auf das Abschalten der Phasen­ kodiergradienten folgt 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 Verfahren den be­ reits oben diskutierten Vorteil eines im Mittel für jeden Meß­ punkt 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 erfin­ dungsgemäßen 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 herkömm­ lichen Spinecho-Experiment, das vom ersten Anregungsimpuls bis zum Ende des Spinechos eine Zeitdauer von 3τ benötigt, die angelegten Gradienten lediglich in der Zeitperiode 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 gege­ ben.

Bei einem herkömmlichen Spinecho-Experiment mit Scheibenselek­ tion kommt zu der oben diskutierten Zeitdauer 3τ 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 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-dimensionales 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 t_HF ein oder mehrere Phasenkodier­ gradienten der Dauer t_ph1, t_ph2, t_ph3 usw. eingeschaltet werden, wobei t_HF < t_ph1, t_ph2, t_ph3 usw. und insbesondere t_ph1 = t_ph2 = t_ph3, 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 G_R angelegt, der für eine zeitlich kontinuierliche Dephasierung des angereg­ ten FID-Signales sorgt. Nach einer Zeitdauer τ 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 G_R 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 2τ bis 3τ 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 G_PH1 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 G_PH1 jeweils geändert. Nach Abschalten des Phasenkodiergradienten G_PH1 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 aufgsammelten 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 G_PH1 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 G_PH1 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 3τ beträgt. Außerdem wirkt bei dem erfindungsgemäßen Verfahren auch der Phasenkodiergradient nur maximal für die Zeitdauer t₀, während der Lesegradient G_R, 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 G_R immerhin über eine Zeitdauer von ungefähr 2τ 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 G_PH1 und G_PH2 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 G_S 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 G_PH1, G_PH2 und G_PH3 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 G_PH1 durchvariiert sind. Im nächsten Meßdurchgang wird der zweite Wert des zweiten Phasenkodiergradienten G_PH2 eingestellt, wobei die Variation des ersten Phasenkodiergradienten G_PH1 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 (18)

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, wobei mittels n-dimensionaler Fourier- Transformation aus der n-dimensionalen Matrix im k-Raum ein n-dimensionales Bild im Ortsraum gewonnen wird, wobei 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 (G_PH1, . . . G_PHn) angelegt sind, die den Punkt im k-Raum eindeutig festlegen, und wobei die Pulssequenz unter jeweils erneuter HF-Einstrahlung und mit jeweils inkrementierten Gradientenwerten wiederholt durchlaufen wird, um die entsprechenden Punkte im k-Raum abzutasten, dadurch gekennzeichnet, daß genau soviele HF-Anregungsimpulse (1, 11) sequentiell eingestrahlt werden, wie Punkte im k-Raum abgetastet werden sollen, und daß HF-Anregungsimpulse (1, 11) in das Meßvolumen eingestrahlt werden, die aus der longitudinalen Magnetisierung der Kerne im Meßobjekt in Richtung der z- Achse eine kohärente transversale Magnetisierung in einer zur z-Achse senkrechen xy-Ebene erzeugen, wobei vor jedem weiteren HF-Anregungsimpuls ein Flipback-Impuls in das Meßvolumen eingestrahlt wird, der die kohärente transversale Magnetisierung aus der xy-Ebene in z-Richtung zurücktransferiert.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die NMR-Signale simultan in Quadratur aufgenommen werden.

3. 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.

4. 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.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Aufnahme der Meßwerte auf der NMR-Resonanzfrequenz erfolgt und daß nahezu alle Frequenzbe­ standteile außerhalb der Resonanzfrequenz aus den Meßdaten herausgefiltert werden.

6. Verfahren nach Anspruch 5, 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.

7. 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.

8. 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.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, 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.

10. 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.

11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch ge­ kennzeichnet, daß das Detektionsfenster (3) zeitlich unmittelbar nach dem Abschalten des letzten der n Phasenkodiergradienten beginnt.

12. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß n = 1 gewählt wird.

13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch ge­ kennzeichnet, daß n = 2 gewählt wird.

14. Verfahren nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß zusätzlich zu den 2 Phasenkodiergradienten ein Scheiben­ selektionsgradient angelegt wird.

15. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, 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.

16. Meßsequenz für ein Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß gleichzeitig mit oder nach der Ein­ strahlung des HF-Anregungsimpulses (1, 11) der Dauer t_HF ein oder mehrere Phasenkodiergradienten der Dauer t_ph1, t_ph2, t_ph3 usw. eingestrahlt werden, wobei t_HF < t_ph1, t_ph2, t_ph3 usw. und insbesondere t_ph1 = t_ph2 = t_ph3, und wobei die Gradientenstärke von Meßsequenz zu Meßsequenz geändert wird, und daß in einem zeitlichen Detektionsfenster (3) nach Abschaltung der Phasenkodiergradienten NMR-Signale aus der Meßprobe aufgenommen werden, die jeweils einem einzigen Punkt im k-Raum zugeordnet werden.

17. Verfahren nach einem der Anprüche 1 bis 15, dadurch gekennzeichnet, daß während der zeitlichen Dauer des Detektionsfensters (3) kein Gradientenfeld anliegt.

18. Meßsequenz nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß während der zeitlichen Dauer des Detektionsfensters (3) kein Gradientenfeld anliegt.