DE4334038C1 - Geräuscharmes NMR-Bildgebungsverfahren mit Einzelpunktaufnahme (SPI) - Google Patents

Description

Verfahren zur n-dimensionalen NMR-Bildgebung, bei dem ein Meß­ objekt in einem Meßvolumen innerhalb eines parallel zu einer z-Achse gerichteten homogenen Magnetfeldes B₀ HF-Anregungs­ impulsen 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 zeit­ lichen Detektionsfensters ein NMR-Signal mit mindestens einem Meßwert aus dem Meßvolumen aufgenommen wird, wobei nur Meßwerte aufgenommen werden, die genau einem Punkt einer n-dimensionalen Matrix im k-Raum zugeordnet sind, wobei zwischen dem HF-An­ regungsimpuls und während der zeitlichen Dauer des Detektions­ fensters genau n Phasenkodiergradienten angelegt sind, die den Punkt im k-Raum eindeutig festlegen, wobei genau soviele HF- Anregungsimpulse sequentiell eingestrahlt werden, wie Punkte im k-Raum abgetastet werden sollen und wobei mittels eines Rekonstruktionsalgorithmus aus der n-dimensionalen Matrix im k-Raum ein n-dimensionales Bild im Ortsraum gewonnen wird.

Ein solches gattungsgemäßes Verfahren ist aus dem Artikel "SPI-Single Point FID Imaging" von A. Nauerth und B. Gewiese als Tagungsbeitrag zum 12th Annual Scientific Meeting der SMRM, 14.-20. August 1993, New York, S. 1215 bekannt.

Bei dem bekannten Verfahren wird mit Hilfe eines 90°-HF-An­ regungsimpulses 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-Wechselwirkun­ gen bei gleichbleibender Schwingungsfrequenz gedämpft werden, unter Berücksichtigung von Feldinhomogenität mit der kürzeren effektiven Relaxationszeit T₂*.

In einem aus der US-PS 4,070,611 bekannten Verfahren wird jedoch unmittelbar 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 eingestrahlt. 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 gesamten Dauer des Anliegens der Gradien­ tenfelder das zeitlich veränderliche FID-Signal aufgenommen und abgespeichert. Aus dem abgespeicherten zeitlichen Signal wird durch Fourier-Transformation ein entsprechendes Signal im Frequenz-Raum gewonnen, das einem Bildpunkt im Ortsraum zugeord­ net werden kann. Durch mehrfache Wiederholung dieses Verfahrens mit geänderten Gradientenstärken oder Gradientendauern kann daraus ein zwei- oder drei-dimensionales Bild des Meßobjektes erzeugt werden. Durch Einstrahlung von lediglich zwei Gradien­ tenfeldern (X- und Y-Gradient) kann auch zwei-dimensionales Schnittbild erhalten werden.

Ein Nachteil des letztgenannten bekannten Verfahrens liegt darin, daß ein Gradientenfeld zu Beginn der Aufnahme des FID- Signales geschaltet 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 Meßer­ gebnisse darunter.

Ein weiterer Nachteil ergibt sich daraus, daß bei dem letzt­ genannten bekannten Verfahren jedes FID-Signal und damit jeder Meßpunkt im k-Raum (= Fourier-transformierter Ortsraum) andere Informationen bezüglich der effektiven T₂*-Relaxationszeit enthält. Außerdem unterliegt jeder Meßpunkt unterschiedlichen Diffusionseinflüssen. Da die Diffusionseffekte aufgrund räum­ licher Bewegungen der Kerne und daraus resultierenden unge­ richteten Flußeffekten quadratisch mit der Zeitdauer nach dem Ende des Anregungsimpulses in die Messung eingehen, sind die Unterschiede aufgrund von Diffusionseinflüssen zwischen den einzelnen aufgenommenen FID-Signalen besonders groß. Bei dem letztgenannten bekannten Verfahren wird nämlich das FID-Signal über einen relativ großen Zeitraum zwischen dem Abschalten des HF-Anregungsimpulses und einem merklichen Abklingen des FID- Signales detektiert.

Damit alle Meßwerte, die zu Punkten im k-Raum führen, zum glei­ chen relativen Zeitpunkt bezüglich des HF-Impulses aufgenommen werden können so daß jeder Meßpunkt die gleiche Information bezüglich der T₂*-Relaxation aufweist, wobei sämtliche aufge­ nommenen Punkte im k-Raum aus Meßwerten gewonnen werden, die be­ züglich der Zeit den gleichen Diffusionseinflüssen unterlegen sind und die durch Gradientenschaltungen in exakt der gleichen Weise beeinflußt sind, werden bei dem eingangs genannten SPI- Verfahren demgegenüber nach jedem HF-Anregungsimpuls nur Meßwerte aufgenommen werden, die genau einem Punkt im k-Raum zugeordnet sind, wobei zwischen dem HF-Anregungsimpuls und während der zeitlichen Dauer des Detektionsfensters genau n Phasenkodiergradienten G_PH1, . . . , G_PHn angelegt sind, die den Punkt im k-Raum eindeutig festlegen, und wobei genau soviele HF-Anregungsimpulse sequentiell eingestrahlt werden, wie Punkte im k-Raum abgetastet werden sollen.

Bei diesem 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 auf genommenen 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 auf­ genommenen Meßwerte sind jeweils immer nur einem einzigen k- Raumpunkt zugeordnet. Es handelt sich also bei dem Verfahren um ein Bildgebungsverfahren mit Einzelpunktaufnahmen (single point imaging = SPI).

Ein besonderer Vorteil dieses SPI-Verfahrens besteht darin, daß die gewonnenen Meßpunkte im k-Raum nach der sequentiellen Änderung der auf die verschiedenen HF-Anregungsimpulse folgenden Phasen­ kodiergradienten geordnet werden können und daß die derart über der relativen Phase aufgetragenen Amplitudenwerte 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 beschrie­ benen RARE-Verfahren erzeugt werden kann, enthalten die Meß­ punkte des mit dem SPI-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 unter­ liegen.

Ein weiterer Vorteil des SPI-Verfahrens besteht darin, daß damit auch NMR-Aufnahmen von Stoffen mit relativ kurzen T₂-Relaxa­ tionszeiten gemacht werden können. Mit den herkömmlichen Spin­ echo-Bildgebungsverfahren können lediglich Bilder von Stoffen mit langen T₂-Relaxationszeiten, wie beispielsweise wasser­ haltigem 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 T, bei der das Maximum eines herkömmlichen Spinecho-Signales liegt, in ihrer Signalstärke unter die Meßbarkeitsgrenze ab­ gefallen sind. Gerade solche NMR-Aufnahmen von Stoffen mit kurzen T₂*-Relaxationszeiten können aber mit dem SPI-Verfahren noch gemacht werden, da hier das Detektionsfenster zeitlich direkt nach der Phasenkodierung erfolgt und keine weitere Zeit T bis zum Auftritt des ersten Echomaximums abgewartet werden muß.

Aus den Fachartikeln HALL, Laurance D., RAJANAYAGAM, Vasanthan, und SUKUMAR, Subramanian: Chemical-Shift-Resolved Tomography Using Four-Dimensional FT Imaging. In: Journal of Magnetic Resonance, Vol. 61, 1985, S. 188-191 und MAUDSLEY, s A.A., HILAL, S.K., PERMAN, W.H., und SIMON, H.R.: Spatially Resolved High Resolution Spectroscopy by "Four-Dimensional" NMR. In: Journal of Magnetic Resonance, Vol. 51, 1983, S. 147-152 sind Verfahren zur vierdimensionalen NMR-Spektroskopie bekannt, die sich nicht zum Abbilden von Materialien mit kurzen T₂*-Relaxationszeiten eignen. Bei diesen bekannten Verfahren wird mit jeder Anregung ein volles Spektrum für jeden Raumpunkt gemessen und abgespeichert. Es handelt sich also um keine mit dem oben diskutierten SPI-Verfahren vergleichbare Methoden. Da bei diesen bekannten Verfahren keine extrem schnellen Gradientenschaltungen erforderlich sind, gibt es auch keine ernstlichen Probleme mit der Geräuschentwicklung.

Auch gegenüber den üblichen Spinecho-Bildgebungsverfahren, bei denen der Betrag der Diffusion für jeden Meßpunkt des Spinechos verschieden ist, weist das SPI-Verfahren den bereits oben dis­ kutierten Vorteil eines im Mittel für jeden Meßpunkt gleichen Betrages der Diffusionseffekte auf.

Die Ortsauflösung bei NMR-Bildgebungsverfahren ist allgemein aufgrund der wegen der Dephasierungseffekte maximal erreichbaren Gradientenstärke begrenzt. Durch Verlängerung der Phasenkodier­ zeit kann aber bei dem SPI-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 her­ kömmlichen Spinecho-Experiment, das vom ersten Anregungsimpuls bis zum Ende des Spinechos eine Zeitdauer von 3 τ 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 SPI- Verfahren über die volle Dauer der angelegten Gradienten gege­ ben.

Bei einem herkömmlichen Spinecho-Experiment mit Scheibenselek­ tion 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 SPI-Verfahren gegenüber herkömmlichen Spinecho-Experi­ menten entsprechend verkürzt werden, so daß Diffusionsvorgänge, die wie oben diskutiert, quadratisch mit der Echozeit zunehmen, stark reduziert werden können. Auch dadurch kann mit dem SPI- Verfahren eine wesentlich höhere Bildqualität erreicht werden als bei den herkömmlichen Spinecho-Bildgebungsverfahren.

Eine vorzügliche Zusammenfassung der oben diskutierten bekannten Verfahren ist in dem Review Artikel von David G. Cory in Ann. Reports on NMR Spectr., Vol. 24, S. 114 ff. gegeben.

Ein großes Problem der bekannten SPI-Verfahren liegt in der ungeheuren Lärmbelästigung, die durch das übliche Schalten der Gradienten von Null auf die jeweils benötigte Gradientenstärke hervorgerufen wird. Man geht nämlich mit der Gradientenstärke bis an die Grenze des technisch möglichen, wobei die Gradienten mit Wiederholzeiten im Millisekunden-Bereich ein- und ausge­ schaltet werden. Bei den bekannten SPI-Verfahren wird ange­ strebt den Gradienten möglichst nur im Intervall zwischen dem HF-Anregungsimpuls und dem Beginn der Detektion im Mikrose­ kunden-Bereich angeschaltet zu haben. Aus Stabilitätsgründen wird der Gradient aber kurz vor dem HF-Anregungsimpuls ein­ geschaltet und kurz nach der Detektion abgeschaltet. Um in dieser wegen der kleinen Zeitkonstanten T₂ so extrem kurzen Intervall zeit eine brauchbare Phasenkodierung zu erhalten, müssen die Gradientenfelder extrem stark sein. Daher geht man bei den bekannten Verfahren an die Grenzen der Belastbarkeit der Netzgeräte bzw. der elektrischen und thermischen Belast­ barkeit der Gradientenspulensysteme.

Bisher herrschte in der Fachwelt die Meinung vor, daß die aku­ stische Belästigung, die in der Regel über die Schmerzgrenze geht, in Kauf genommen werden muß. Für analytische Messungen im Materialforschungsbereich, wie sie in einem zu der eingangs zitierten Druckschrift gehörenden Poster beschrieben sind, stellt die Lärmbelästigung ein zwar unangenehme s aber leicht umgehbares Problem dar, da der Experimentator bei automatisch ablaufenden oder ferngesteuerten Messungen zur Not während der Messung das Labor verlassen kann. Für in-vivo-Messungen ist diese einfache Art der Problemlösung allerdings nicht möglich, da das zu untersuchende Objekt, in der Regel ein kranker Mensch, während der Messung im Bereich der Gradientensysteme verbleiben muß. Eine Anästhesie des zu untersuchenden Patienten lediglich zur Vermeidung der Lärmbelästigung dürfte aber in der Regel aus medizinischen Gründen nicht verantwortbar sein.

Es besteht also ein dringender Bedarf, bei den oben beschriebe­ nen "Single Point"-Messungen die enormen akustischen Belästi­ gungen zu vermeiden oder zumindest stark reduzieren, ohne dabei auf die großen Vorteile des beschriebenen SPI-Verfahrens zu ver­ zichten, nämlich die extrem kurzen Zeiten zwischen Anregung und Datenaufnahme.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, ein SPI-Ver­ fahren der eingangs beschriebenen Art vorzustellen, das besonders geräuscharm ist. Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe auf verblüffend einfache Weise dadurch gelöst, daß die Gradien­ ten auch während der Wartezeiten zwischen den Aufnahmen von Einzelpunkten anliegen, und daß die schrittweise Änderung der Gradientenfelder von einem Einzelpunkt zum nächsten derart erfolgt, daß mindestens eines der Gradientenfelder zwischen zwei Einzelpunkten nicht völlig abgeschaltet, sondern jeweils nur um einen Inkrementwert geändert wird, der sehr klein gegen den Maximalwert des betreffenden Gradientenfeldes ist, wobei die Größe des Inkrementwerts dem ein- bis z-fachen des Abstandes zweier benachbarter Punkte im k-Raum entspricht und wobei vor­ zugsweise z < 5.

Ein weiterer überraschender Vorteil des erfindungsgemäßen Ver­ fahrens, der sich im Nachhinein experimentell herausgestellt hat, besteht darin, daß bei herkömmlichen SPI-Aufnahmen mit "brutal" geschalteten Gradienten Geisterbilder auftreten, die das Untersuchungsobjekt in mehrfacher Größe zeigen. Dies beruht darauf, daß Proben mit relativ langen Relaxationszeiten T₂ (typischer Weise < 2 ms) bei einer kurzen Wiederholrate in der Größenordnung 5 ms stimulierte Echos bilden können, bzw. daß die transversale Magnetisierung vor dem nächsten HF-Anregungs­ impuls noch nicht vollständig relaxiert ist. Diese Signalanteile (Echos oder FID) erfahren somit den Phasenkodiergradienten mehrfach. Das Ergebnis ist eine Halbierung des ursprünglichen Gesichtsfelds (field of view). Derartige Bildartefakte ver­ schwinden bei Anwendung der erfindungsgemäßen CW-Gradienten­ methode, da der während der Aufnahme anstehende Gradient als "Spoiler"-Gradient wirkt. Außerdem wird durch das Nicht-Ab­ schalten des Gradienten eine besonders schnelle Aufnahmesequenz ermöglicht. Der folgende Anregungsimpuls kann nämlich zeitlich unmittelbar nach der Datenaufnahme eingestrahlt werden, wenn das Meßobjekt eine genügend kurze Relaxationszeit aufweist.

Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsform des erfindungs­ gemäßen Verfahrens sind die Inkrementwerte beim Weiterschalten des entsprechenden Gradienten im wesentlichen konstant. Dies vereinfacht insbesondere die Programmierung der Schaltzyklen für die verschiedenen Gradientenfelder.

Bei einer besonders einfachen Ausführungsform ist vorgesehen, daß mindestens eines der n einzustellenden Gradientenfelder ausgehend von der Gradientenstärke Null sukzessive bei jedem Aufnahmeschritt um jeweils einen doppelten Phasenkodierschritt bis zur extremalen positiven Gradientenstärke inkrementiert wird, daß anschließend ein negativer Inkrementierungsschritt um einen einfachen Phasenkodierschritt zwischengeschaltet wird, daß danach das Gradientenfeld um jeweils einen doppelten negati­ ven Phasenkodierschritt bis zur extremalen negativen Gradien­ tenstärke inkrementiert wird, daß anschließend ein positiver Inkrementierungsschritt um einen einfachen Phasenkodierschritt zwischengeschaltet wird, und daß danach das Gradientenfeld um jeweils einen doppelten positiven Phasenkodierschritt bis zur Gradientenstärke Null inkrementiert wird.

Die zu schaltenden Gradienten werden ausgehend von Null quasi stetig mit einem konstanten Inkrement, das dem Doppelten des Phasenkodierschritts entspricht, bis zum Maximalwert inkremen­ tiert, dann um ein halbes Inkrement (also einfacher Phasen­ kodierschritt) versetzt dazu linear über den Nullwert bis zum negativen Extremalwert geschaltet, dann wieder um ein halbes Inkrement versetzt und linear zum Nullpunkt zurückgeführt. Die Verbindungskurve aller eingestellten Gradientenwerte ist drei­ ecksförmig, d. h. abgesehen von den winzigen Inkrementstufen bereichsweise linear und insgesamt stetig, also ohne Sprünge. Pro Gradient werden typischerweise 128 oder 256 Werte einge­ stellt. Das bedeutet, daß das Inkrement, welches mehr oder minder momentan geschaltet werden muß, nur noch 1/64 oder 1/128 des Maximalgradienten beträgt, was den daraus resultierenden Um­ schaltknall drastisch auf einen tolerablen Wert reduziert. Die Stromänderung durch die Gradientenspule ist dabei gleich, mit Ausnahme der beiden Zwischenschritte, bei denen das Inkrement sich nur um einen einfachen Kodierschritt ändert.

Bei einer anderen Ausführungsform kann vorgesehen sein, daß statt des negativen Inkrementierungsschrittes um einen einfachen Phasenkodierschritt nach Erreichen der extremalen positiven Gradientenstärke als letzter positiver Inkrementierungsschritt vor Erreichen der extremalen positiven Gradientenstärke ein einfacher Phasenkodierschritt zwischengeschaltet wird und/oder daß statt des positiven Inkrementierungsschrittes nach Erreichen der extremalen negativen Gradientenstärke als letzter negativer Inkremenierungsschritt vor Erreichen der extremalen negativen Gradientenstärke ein einfacher Phasenkodierschritt zwischenge­ schaltet wird. Dies führt letztlich ebenfalls zu einem dreiecks­ förmigen Schaltzyklus der Gradientenfelder.

Besonders bevorzugt ist eine Variante der beiden oben genannten Ausführungsformen, bei der ein zweites, drittes oder weiteres Gradientenfeld nach jedem vollen Schaltzyklus des ersten Gra­ dientenfeldes so inkrementiert wird, daß es eine ähnliche In­ krementierungskurve durchläuft, wie das erste Gradientenfeld, wobei die jeweilige Inkrementierungskurve aber eine um das Produkt der Inkrementanzahl pro Periode der Inkremenierungs­ kurven der vorhergehenden Gradientenfelder größere Periodendauer aufweist. Die Frequenz der Pulsfolge beim Schalten der zweiten, dritten oder weiteren Gradienten ist entsprechend niedriger als beim Schaltzyklus des ersten Gradienten, nicht jedoch die Frequenzkomponente des Umschaltvorgangs selbst. Beim zweiten Gradienten liegt die Frequenz der Impulsfolge im Sekundenbe­ reich, so daß ein Umschaltknall, der "nur" jede Sekunde auf­ treten würde auch schon zu einer extrem unangenehmen Geräusch­ belästigung führen würde. Auch beim Schalten des zweiten Gra­ dienten ist es daher wichtig, daß größere Sprünge in der Gra­ dientenstärke vermieden werden. Beim Schalten des dritten Gra­ dienten ist die Wiederholdauer in der Regel bereits in den Minutenbereich gerutscht, so daß man die relativ seltenen Um­ schaltvorgänge bei einfachen Varianten des erfindungsgemäßen Verfahrens ohne weitere Modifikation hinnehmen könnte.

Um die momentane thermische Belastung der Gradientenspulen zu erniedrigen, werden bei einer Weiterbildung dieser Ausführungs­ form beim Schalten des zweiten, dritten oder weiteren Gradien­ tenfeldes einzelne Schaltsprünge in der Inkrementierungskurve durchgeführt, bei denen die Gradientenstärke des entsprechenden Gradientenfeldes um mindestens das Zehnfache des Phasenkodie­ rungsschrittes, vorzugsweise um die Hälfte der extremalen Gra­ dientenstärke geändert wird, wobei die Schaltsprünge aber min­ destens etwa eine halbe Minute oder länger zeitlich auseinander­ liegen.

Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsform wird ein "sanf­ tes" Anfahren hoher Gradientenwerte dadurch erreicht, daß von Null verschiedene Startwerte der Gradientenstärke eines zu schaltenden Gradientenfeldes zeitlich gestreckt über eine Zeit­ dauer angefahren werden, die erheblich größer, vorzugsweise mindestens 10 mal größer ist als die zeitliche Dauer eines Gradienten-Schaltvorgangs im normalen Schaltzyklus.

In einer Variante dieser Ausführungsform, bei der die Gradien­ tenstärken von Gradientenfeldern, deren Gradientenstärken selten verändert werden, immer zeitlich gestreckt angefahren werden, kommt ein "Umschaltknall" folglich überhaupt nie zustande.

Vorzugsweise werden zumindest bei zwei Gradientenfeldern die Schaltzyklen so gewählt, daß die anzufahrenden Punkte im k- Raum, die mit entsprechenden Gradientenstärken eingestellt werden, auf einer geschlossenen, vorzugsweise kreuzungsarmen, insbesondere kreuzungsfreien Kurve im k-Raum sukzessive durch­ laufen werden. Dadurch wird der k-Raum "mäanderförmig" abge­ rastert.

Bei einer bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens werden 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-Anre­ gungsimpuls ein Flip-back-Impuls in das Meßvolumen eingestrahlt wird, der die kohärente transversale Magnetisierung aus der xy-Ebene in z-Richtung zurücktransferiert. Damit wird bei im Verhältnis zur Repetitionszeit der Anregungssequenz 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 ggf. gewichteter 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.

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 Kurve des von dem HF-Anregungsimpuls erzeugten zeitlichen FID-Signales angefittet werden. Diese Kurve ergibt sich aus dem T₂*-Abfall in Verbindung mit der fortschreitenden Dephasierung durch die anstehenden Gradienten. Damit ist eine theoretisch ideale Rauschelimination möglich. Der gleiche Effekt kann durch eine Filterung erzielt werden, die nur diejenigen Frequenzanteile berücksichtigt, die bei der aktuellen Phasen­ kodierung durch die jeweils anstehenden Gradienten erwartet werden.

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 weiteren Ausführungsform des erfindungsgemäßen Ver­ fahrens wird die Phasenkodierung durch gleichzeitige sequen­ tielle Änderung der Gradientenstärken mehrerer der n Phasen­ kodiergradienten bei jedem HF-Anregungsimpuls bewirkt.

Bei einer Ausführungsform kann eine Datenaufnahme zum gleichen relativen Zeitpunkt erfolgen, wenn die zeitliche Lage des De­ tektionsfensters relativ zum jeweiligen HF-Anregungsimpuls bei allen HF-Anregungsimpulsen konstant gehalten wird.

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 innerhalb etwa einer Sekunde 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.

Besonders bevorzugt ist eine Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens auf das beispielsweise aus dem Lehrbuch "Principles of NMR Microscopy" von P.T. Callaghan, Verlag Oxford Science Publications, Clarendon Press, Oxford, 1991, Kapitel 1 bekannte Projektions-Rekonstruktions-Verfahren ("back-projection").

Bei einer Weiterbildung werden die Schaltzyklen der Gradienten­ felder so gewählt, daß die anzufahrenden Punkte im k-Raum, die mit entsprechenden Gradientenstärken eingestellt werden, auf konzentrischen Kugelschalen in einem Kugelkoordinatensystem liegen, wobei die Inkrementierungsschritte Winkelinkrementen im k-Raum entsprechen.

Statt dessen können die Schaltzyklen der Gradientenfelder auch so gewählt werden, daß die anzufahrenden Punkte im k-Raum, die mit entsprechenden Gradientenstärken eingestellt werden, auf Zylinderflächen in einem Zylinderkoordinatensystem liegen.

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 erfindungsgemäßen SPI-Sequenz zur Aufnahme von 3-dimensionalen NMR-Bildern,

Fig. 4 schematische Inkrementierungskurven im 2- dimensionalen k-Raum mit einem

• a) kreuzungsfreien, mäanderförmigen
• b) kreuzungsarmen, spiralförmigen Verlauf,

Fig. 5 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, 3 und 5 ange­ deuteten 90°-Impulse 1 zur Anregung der Kernspins in einem breiten Frequenzband verwendet werden.

Das durch den HF-Anregungsimpuls 1 erzeugte, zeitlich mit der Resonanzfrequenz der angeregten Kernspins oszillierende FID- Signal 2, von dem in der Zeichnung das mit der Resonanzfrequenz heruntergemischte Quasi-DC-Signal angedeutet ist, wird in seiner Amplitude durch verschiedene Relaxationsmechanismen aufgrund der Wechselwirkung der angeregten Kernspins mit ihrer Umgebung mit einer effektiven Relaxationszeit T₂* gedämpft. 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 Dichte­ verteilung 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 Ortsinformation zugeordnet werden kann. Bei dem bekannten 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 Gradienten verändert sich das FID-Signal in seiner Phasenlage und Frequenz jeweils charakteristisch, so daß durch sukzessive Veränderung der Gradienten das Meßvolumen in den verschiedenen Raumrichtun­ gen abgetastet wird. Die erhaltenen Meßwerte entsprechen Punkten im k-Raum, die nach einer Fourier-Transformation 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. 5 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. 5 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 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 eingangs beschriebenen SPI-Verfahren steht nun eine Methode zur Verfügung, mit der die gleichen bzw. qualitativ sogar verbesserten Informationen wie bei den herkömmlichen Spinecho-Verfahren gewonnen werden können, wobei allerdings auch Bilder von Materialien mit wesentlich kürzeren effektiven T₂-Relaxationszeiten erhalten werden können.

In Fig. 1 ist ein Zeitschema des erfindungsgemäß modifizierten SPI-Verfahrens zur Gewinnung von 1-dimensionalen NMR-Bildern, also Projektionen in einer Raumrichtung gezeigt. Während der Einstrahlung des Anregungsimpulses 1 liegt ein Phasenkodier­ gradient G_PH1 an, unter dessen Einwirkung das FID-Signal 2 dephasiert. Wie in der unteren Zeile von Fig. 1 angedeutet, wird bei sukzessiven Meßdurchläufen die Stärke des Phasenkodier­ gradienten G_PH1 jeweils geändert. Innerhalb eines zeitlichen Detektionsfensters 3 wird beginnend mit dem Zeitpunkt t₀ das FID-Signal 2 aufgenommen. Dabei können die im Detektionsfenster 3 aufgesammelten Meßwerte zu einem Mittelwert zusammengefaßt und einem einzigen Punkt im k-Raum zugeordnet werden.

Die zeitliche Breite des Detektionsfensters 3 ist vorzugsweise so klein, daß über diese Zeitspanne die Dephasierung kleiner bleibt als es einem Phasenkodierschritt entspricht.

Noch während des Detektionsfensters 3 steht der Phasenkodier­ gradient G_PH1 an und wird erst anschließend während der Warte­ zeit bis zur Aufnahme des nächsten Einzelpunktsignals weiterge­ schaltet. Dies ist insbesondere bei extrem kurzen Zeitinter­ vallen zwischen Anregungsimpuls 1 und Detektionsfenster 3 sinn­ voll. Beispielsweise wurde erfolgreich mit Zeitintervallen von nur 15 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.

Um den beim üblichen Schalten von Gradienten entstehenden Lärm zu vermindern, liegen beim erfindungsgemäßen Verfahren die Gradienten auch während der Wartezeiten zwischen den Aufnahmen von Einzelpunkten an und die Gradienten werden nicht jeweils von Null auf einen Maximalwert geschaltet, sondern es erfolgt lediglich eine schrittweise Änderung der Gradientenfelder von einem Einzelpunkt zum nächsten derart, daß mindestens eines der Gradientenfelder zwischen zwei Einzelpunkten jeweils nur um einen Inkrementwert geändert wird, der sehr klein gegen den Maximalwert des betreffenden Gradientenfeldes ist, wobei die Größe des Inkrementwerts dem ein- bis z-fachen des Abstands zweier benachbarter Punkte im k-Raum entspricht und wobei vor­ zugsweise z < 5.

Die Inkrementwerte sind vorzugsweise konstant. Beispielsweise kann ein entsprechendes Gradientenfeld jeweils in den Warte­ zeiten zwischen der Aufnahme von Einzelpunkten ausgehend von Null quasi stetig mit einem konstanten Inkrement, das dem Dop­ pelten eines Phasenkodierschritts entspricht, bis zum positiven Extremalwert inkrementiert werden, sodann um ein halbes Inkre­ ment, das dem einfachen eines Phasenkodierschritts entspricht, versetzt linear über Null bis zum negativen Extremalwert de­ krementiert werden, danach wieder um ein halbes Inkrement ver­ setzt und linear zurück nach Null geschaltet werden. Die Ver­ bindungskurve aller derart eingestellten Gradientenwerte ist dann also dreiecksförmig, das heißt abgesehen von den winzigen Inkrementstufen bereichsweise linear und insgesamt stetig, insbesondere ohne größere Schaltsprünge. Pro Gradient werden typischerweise 128 oder 256 Werte eingestellt, so daß das In­ krement, das mehr oder weniger momentan geschaltet werden muß, nur noch 1/64 oder 1/128 des Maximalgradienten beträgt, was den daraus resultierenden Umschaltknall drastisch auf einen tolerablen Wert reduziert.

Ähnlich kann auch bei einem zweiten, dritten oder weiteren Gradienten verfahren werden. Diese durchlaufen dann ähnliche Inkrementierungskurven, die allerdings nur bei jedem 128. bzw. 256. "Schuß" umgeschaltet werden. Die Frequenz der Pulsfolgen bei den weiteren Gradientenfeldern ist daher entsprechend nied­ riger (beim zweiten Gradientenfeld typischerweise im Sekunden­ bereich), nicht jedoch die Frequenzkomponenten des eigentlichen Umschaltvorgangs. Weil auch ein Knall, der "nur" jede Sekunde auftritt, extrem unangenehm wäre, ist es beim zweiten Gradien­ tenfeld ebenfalls wichtig, daß Unstetigkeiten beim Umschalten vermieden werden. Beim dritten Gradienten rutscht die Umschalt­ zeit bereits in den Minutenbereich und man kann bei einfachen Ausführungsformen der Erfindung die wenigen Umschaltvorgänge auch mit Umschaltknall hinnehmen, zumal in den höheren Dimen­ sionen im allgemeinen sowieso weniger Inkremente erforderlich sind.

Da beim ständigen Stromdurchfluß durch die Gradientenspulen­ systeme eine erhöhte thermische Belastung zu erwarten ist, kann bei Variationen des erfindungsgemäßen Verfahrens beim Schalten des zweiten, dritten oder weiteren Gradientenfeldes auch bisweilen ein größerer Schaltsprung in der Inkrementie­ rungskurve durchgeführt werden, bei dem die Gradientenstärke des entsprechend zu schaltenden Gradientenfeldes um mindestens das Zehnfache eines Phasenkodierungsschrittes, vorzugsweise um die Hälfte der extremalen Gradientenstärke geändert wird, wobei aber die Schaltsprünge mindestens eine halbe Minute oder länger zeitlich auseinanderliegen sollten. Dadurch wird das thermische Verhalten des Systems verbessert.

Insbesondere bei von Null verschiedenen Startwerten der zu schaltenden Gradientenstärken kann der entsprechende Stromwert im Gradientenspulensystem zeitlich gestreckt über eine größere Zeitdauer, vorzugsweise mindestens zehnmal größer als die zeit­ liche Dauer eines Gradientenschaltvorgangs im normalen Schalt­ vorgang angefahren werden. Vor allem bei Gradientenfeldern, deren Gradientenstärken selten verändert werden, können sämt­ liche Schaltpunkte immer zeitlich gestreckt, also "sanft" an­ gefahren werden.

Konkrete Beispiele für 2-dimensionale Inkrementierungsstufen der anzufahrenden Punkte im k-Raum, die mit den entsprechenden Gradientenstärken eingestellt werden sollen, sind in Fig. 5 gezeigt. Dabei zeigt Fig. 5a eine geschlossene, kreuzungsfreie Kurve mit "mäanderförmigem" Verlauf und Fig. 5b eine zumindest kreuzungsarme, spiralförmige Kurve. Möglich sind aber auch nahezu beliebige andere Wege durch den k-Raum, wobei nur sicher­ gestellt sein muß, daß alle anzufahrenden Punkte erfaßt werden. Außerdem sollte dafür gesorgt sein, daß man am Ende wieder ohne großen Umschaltsprung zum Ausgang zurückkommt. Dies läßt sich beispielsweise dadurch erreichen, daß man die Punkte auf einer Linie zwischen Endpunkt und Ursprung zunächst immer über­ springt.

Ein weiteres 2-dimensionales Beispiel für eine solche Inkre­ mentationskurve, bei dem die Gradienten jeweils von -63 bis +64 laufen, wobei der jeweilige Punkt im k-Raum etwa durch das Paar k_x/k_y dargestellt ist, kann bei einem bevorzugten Beispiel folgendermaßen aussehen:

Damit sind alle Punkte im (zweidimensionalen) k-Raum durch­ laufen. Das Schema läßt sich ins Dreidimensionale erweitern.

Besonders vorteilhaft ist eine Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahren auf das bekannte Projektions-Rekonstruktions-Verfahren ("back projection"). Dabei können die Schaltzyklen der Gradien­ tenfelder so gewählt werden, daß die anzufahrenden Punkte im k-Raum, die mit entsprechenden Gradientenstärken eingestellt werden, auf konzentrischen Kugelschalen in einem n-dimensionalen Kugelkoordinatensystem liegen, wobei die Inkrementierungsschrit­ te Winkelinkrementen im k-Raum entsprechen. Die anzufahrenden Punkte im k-Raum können aber auch auf Zylinderflächen in einem Zylinderkoordinatensystem liegen, wobei dann die axialen Koordi­ naten vorteilhafterweise nacheinander abgerastert werden. Der Hauptvorteil der Anwendung des Projektions-Rekonstruktions- Verfahrens liegt darin, daß dieses in der NMR-Bildgebung sehr gängige Verfahren bereits in den meisten Labors verwendet wird. Wenn daher die Meßdaten in einer für dieses Verfahren günstigen Anordnung aufgenommen werden, können sie hinterher mit bereits vorhandener Standard-Software besonders einfach verarbeitet werden.

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 zur Aufnahme eines Pseu­ do-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 be­ trägt.

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.

In Fig. 3 ist das Zeitschema einer Meßsequenz zur Aufnahme eines 3-dimensionalen NMR-Bildes gezeigt. Hier werden die Kern­ spins wieder mit einem Breitband-Impuls 1 angeregt, woraufhin die drei Phasenkodiergradienten G_PH1, G_PH2 und G_PH3 auf die Kernspins einwirken. Im Detektionsfenster 3 werden ein oder mehrere Meßwerte des FID-Signales 2 aufgenommen und zu einem mittleren Meßpunkt im k-Raum zusammengefaßt. Beim zweiten Meß­ durchgang werden nach dem HF-Anregungsimpuls 1 der zweite und dritte Phasenkodiergradient jeweils unverändert gelassen, wäh­ rend der erste Phasenkodiergradient in seiner Stärke verändert wird. Bei den darauffolgenden Meßdurchgängen wird ebenso ver­ fahren, bis sämtliche vorgesehenen Werte des ersten Phasen­ kodiergradienten G_PH1 durchvariiert sind. Im nächsten Meßdurch­ gang wird der zweite Wert des zweiten Phasenkodiergradienten G_PH2 eingestellt, wobei die Variation des ersten Phasenkodier­ gradienten 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 entsteht 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:
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 im günstigsten Fall alle Frequenzen außerhalb der Resonanzfrequenz herausge­ filtert werden. Auch können die im Detektionsfenster 3 auf­ genommenen Meßwerte an den Verlauf einer Kurve des von dem HF- Anregungsimpuls 1 erzeugten zeitlichen FID-Signales 2 ange­ fittet, bzw. gefiltert und daraus ein gewichteter Mittelpunkt gewonnen 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 kann unter Ausnutzung der oben erwähnten Maßnahmen die Meßzeit des beschriebenen Beispiels von 1165 Stunden auf eine realistische Zeit von weniger als 5 Minuten reduziert werden.

Das erfindungsgemäße Verfahren kann auch, insbesondere in Kom­ bination mit oder als Bestandteil von an sich bekannten Puls­ sequenzen zur Bestimmung von Fluß- oder T₁-Abhängigkeiten (In­ version-Recovery-Verfahren) eingesetzt werden.

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 nur Meßwerte aufgenommen werden, die genau einem Punkt einer n-dimensionalen Matrix im k-Raum zugeordnet sind, wobei zwischen dem HF-Anregungsimpuls und während der zeitlichen Dauer des Detektionsfensters genau n Phasenkodiergradienten angelegt sind, die den Punkt im k-Raum eindeutig festlegen, wobei genau soviele HF-Anregungsimpulse sequentiell ein­ gestrahlt werden, wie Punkte im k-Raum abgetastet werden sollen und wobei mittels eines Rekonstruktionsalgorithmus aus der n-dimensionalen Matrix im k-Raum ein n-dimensio­ nales Bild im Ortsraum gewonnen wird,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Gradienten auch während der Wartezeiten zwischen den Aufnahmen von Einzelpunkten anliegen, und daß die schrittweise Änderung der Gradientenfelder von einem Ein­ zelpunkt zum nächsten derart erfolgt, daß mindestens eines der Gradientenfelder zwischen zwei Einzelpunkten nicht völlig abgeschaltet, sondern jeweils nur um einen Inkre­ mentwert geändert wird, der sehr klein gegen den Maximal­ wert des betreffenden Gradientenfeldes ist, wobei die Größe des Inkrementwerts dem ein- bis z-fachen des Abstan­ des zweier benachbarter Punkte im k-Raum entspricht und wobei vorzugsweise z < 5.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Inkrementwerte konstant sind.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens eines der n einzustellenden Gradienten­ felder ausgehend von der Gradientenstärke Null suk­ zessive bei jedem Aufnahmeschritt um jeweils einen doppelten Phasenkodierschritt bis zu einem Endwert inkrementiert wird, daß anschließend ein Inkremen­ tierungsschritt um einen einfachen Phasenkodierschritt zwischengeschaltet wird, daß danach das Gradientenfeld um jeweils einen doppelten negativen Phasenkodier­ schritt bis zu einem negativen Endwert inkrementiert wird, daß anschließend ein Inkrementierungsschritt um einen einfachen Phasenkodierschritt zwischenge­ schaltet ,wird, und daß danach das Gradientenfeld um jeweils einen doppelten positiven Phasenkodierschritt inkrementiert wird.

4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß ein zweites, drittes oder weiteres Gradientenfeld nach jedem vollen Schaltzyklus des ersten Gradien­ tenfeldes so inkrementiert wird, daß es eine ähnliche Inkrementierungskurve durchläuft, wie das erste Gra­ dientenfeld, wobei die jeweilige Inkrementierungskurve aber eine um das Produkt der Inkrementenzahl pro Periode der Inkrementierungskurven der vorhergehenden Gradientenfelder größere Periodendauer aufweist.

5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß beim Schalten eines zweiten, dritten oder weiteren Gradientenfeldes ein­ zelne Schaltsprünge in der Inkrementierungskurve durchgeführt werden, bei denen die Gradientenstärke des entsprechenden Gradientenfeldes um mindestens das Zehnfache eines Phasenkodierungsschrittes, vor­ zugsweise um die Hälfte der extremalen Gradienten­ stärke geändert wird, wobei die Schaltsprünge aber mindestens etwa eine halbe Minute oder länger zeitlich auseinanderliegen.

6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß von Null verschiedene Startwerte der Gradientenstärke eines zu schaltenden Gradientenfeldes zeitlich gestreckt über eine Zeit­ dauer angefahren werden, die erheblich größer, vor­ zugsweise mindestens 10 mal größer ist als die zeit­ liche Dauer eines Gradienten-Schaltvorgangs im nor­ malen Schaltzyklus.

7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Gradientenstärken von Gradientenfeldern, deren Gradientenstärken selten verändert werden, immer zeitlich gestreckt angefahren werden.

8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß zumindest bei zwei Gra­ dientenfeldern die Schaltzyklen so gewählt werden, daß die anzufahrenden Punkte im k-Raum, die mit entspre­ chenden Gradientenstärken eingestellt werden, auf einer geschlossenen, vorzugsweise kreuzungsarmen, insbesondere kreuzungsfreien Kurve im k-Raum suk­ zessive durchlaufen werden.

9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß simultan jeweils zwei um 90° phasen­ verschobene NMR-Signale aufgenommen werden.

10. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, 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 Meß­ objektes nur um einen gegenüber 90° kleinen Flipwinkel kohärent aus ihrer Richtung bewegt werden.

11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch ge­ kennzeichnet, daß HF-Anregungsimpulse (1) in das Meßvolumen eingestrahlt werden, die aus der longitudinalen Magneti­ sierung 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 trans­ versale Magnetisierung aus der xy-Ebene in z-Richtung zurücktransferiert.

12. 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.

13. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die im gleichen Detektionsfenster (3) aufgenommenen Meßwerte einer digitalen und/oder analogen Filterung unterzogen werden.

14. Verfahren nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß die Meßwerte aus dem gleichen Detektionsfenster (3) an den Verlauf einer Kurve des von dem HF-Anregungsimpuls (1, 11) erzeugten zeitlichen FID-Signals angefittet werden, der sich aus dem T₂*-Abfall in Verbindung mit der fortschrei­ tenden Dephasierung durch die aktuell anstehenden Gra­ dienten ergibt, und daß daraus ein gewichteter Mittelwert gewonnen wird.

15. 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.

16. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Phasenkodierung durch gleichzeitige sequentielle Änderung der Gradientenstärken mehrerer der n Phasenkodiergradienten bei jedem HF-Anregungsimpuls (1) bewirkt wird.

17. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die zeitliche Lage des Detektionsfensters (3) relativ zum jeweiligen HF- Anregungsimpuls (1) bei allen HF-Anregungsimpulsen (1) konstant gehalten wird.

18. Anwendung des Verfahrens nach einem der vorhergehenden Ansprüche auf das Projektions-Rekonstruktions-Ver­ fahren ("back projection").

19. Verfahren nach-Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß die Schaltzyklen der Gradientenfelder so gewählt werden, daß die anzufahrenden Punkte im k-Raum, die mit entsprechenden Gradientenstärken eingestellt werden, auf konzentrischen Kugelschalen in einem Kugelkoordinatensystem liegen, wobei die Inkremen­ tierungsschritte Winkelinkrementen im k-Raum ent­ sprechen.

20. Verfahren nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß die Schaltzyklen der Gradientenfelder so gewählt werden, daß die anzufahrenden Punkte im k-Raum, die mit entsprechenden Gradientenstärken eingestellt werden, auf Zylinderflächen in einem Zylinderkoordina­ tensystem liegen.