DE4426774A1 - Verfahren zur Hochgeschwindigkeitsmessung von Spin-Gitter-Relaxationszeiten - Google Patents

Description

Die Erfindung bezieht sich auf die Gebiete von Ma­ gnetresonanz-Spektroskopie und Magnetresonanz (MR)-Bildge­ bung und insbesondere auf das Gebiet der Longitudinalen Spinrelaxationszeitmessung.

Gegenwärtig ist die Messung der Spin-Gitter-Relaxa­ tionszeiten ein nützliches Verfahren auf den Gebieten sowohl der hochauflösenden Magnetresonanz (NMR bzw. MR)- Spektroskopie als auch der Magnetresonanz-Bildgebung. Bei diesen Verfahren wird eine Probe bzw. Sample (oder Subjekt) in einem Magneten angeordnet, der bewirkt, daß mitschwin­ gende Kerne des Subjektes oder "Kernspins" eine longitudi­ nale Spinmagnetisierung erzeugen. In einem üblichen Verfah­ ren wird diese Magnetisierung invertiert durch das Anlegen eines Hochfrequenzpulses an das Subjekt, der in der Lage ist, die longitudinale Spinmagnetisierung 180° zu nutieren. Wenn die Magnetisierung der Kernspins der Probe invertiert sind, kehrt sie spontan in den nicht-invertierten Gleichge­ wichtszustand zurück. Die Rückkehr in den Gleichgewichtszu­ stand erfolgt in einer exponentialen Weise mit einer Halb­ wertszeit, die für die inolekulare Umgebung der Kernspins charakteristisch ist. Dieser Halbwertszeit wird häufig der Name longitudinale Spinrelaxationszeit T₁ gegeben.

Während der Rückkehr in den Gleichgewichtszustand oder den völlig relaxierten Zustand kann die longitudinale Magnetisierung nicht direkt detektiert werden. Die augen­ blickliche Größe der longitudinalen Magnetisierung kann je­ doch gemessen werden, indem ein sampelnder Hochfrequenz (HF)-Puls angelegt wird. Dieser sampelnde HF-Puls nutiert die longitudinale Magnetisierung in die Querebene, wodurch eine transversale Spinmagnetisierung hervorgerufen wird. Die maximale transversale Spinmagnetisierung wird durch die Ausübung einer 90° Nutation generiert. Ungleich der longi­ tudinalen Magnetisierung ist die transversale Spinmagneti­ sierung in der Lage, ein Signal in einer Empfängerspule zu induzieren, die nahe der Probe bzw. Sample angeordnet ist.

Das in der Empfängerspule induzierte Signal trägt signifikante Information über die lokale Umgebung von si­ gnalerzeugenden Kernen. Wenn das Signal in einem homogenen Magnetfeld gewonnen wird, können die spektralen Komponenten des Signals aufgelöst werden, um ein Magnetkernspektrum zu liefern, in welchem unterschiedliche Spitzenwerte aus Popu­ lationen von Kernen in unterschiedlichen Molekülen (oder Teilen von einem Molekül) herausragen. Das T₁ von einzelnen Spitzen kann beträchtlich variieren über einem Spektrum und kann nützliche analytische Information über die Molekular­ struktur liefern.

Wenn die räumliche Verteilung der transversalen Spinmagnetisierung gemessen werden soll (wie in MRI), kann die transversale Spinmagnetisierung phasenverschoben wer­ den, wobei Magnetfeld-Gradientenpulse von gewählten Inten­ sitäten und Dauern verwendet werden. Diese durch Gradienten induzierten Phasenverschiebungen kodieren die Position der Spinmagnetisierung in dem Magneten. Zwei- oder dreidimen­ sionale Bilder der Verteilung der Spinmagnetisierung können dadurch erzeugt werden, daß die Sequenz von HF- und Magnet­ feld-Gradientenpulsen wiederholt werden und das MR Signal gewonnen wird, das auf eine Sammlung von Magnetfeld-Gradi­ entenintensitäten anspricht.

Die Messung von T₁ mit zuvor verfügbaren Methoden in der NMR Spektroskopie und MR-Bildgebung erfordert ty­ pisch eine lange Gewinnungszeit. Dies liegt daran, daß die longitudinale Magnetisierung an vielen Zeitpunkten nach dem Inversionspuls gemessen werden muß, um die Halbwertszeit der Erholung (Recovery) genau zu ermitteln. Nur ein sampelnder Puls kann während des Erholungsprozesses verwen­ det werden. Dies liegt daran, daß die Anlegung eines sam­ pelnden Pulses die longitudinale Spinmagnetisierung stört und somit einen Kompromiß für die Integrität von Messungen darstellt, die durch alle nachfolgenden sampelnden Pulse erzeugt werden. Weiterhin werden beste Ergebnisse erhalten, wenn eine volle Erholung der longitudinalen Spinmagnetisie­ rung nach jedem sampelnden Puls auftritt. Für in-vivo An­ wendungen liegt die Zeit für eine volle Erholung zwischen 1500 und 5000 ms, da die meisten in-vivo T₁ Werte zwischen 300 und 3000 ms liegen. Messungen von T₁ für jedes Pixel in einem Bild kann Untersuchungszeiten von sogar einer Stunde erfordern, da genügend Daten gewonnen werden müssen, um ein Bild (typisch mit einer Auflösung von 256×256) für jede von mehreren Samplezeiten (typisch 4-8) nach jedem Inversi­ onspuls zu konstruieren.

Ein alternatives Verfahren zur in-vivo T₁ Messung, das von Campeau et. al. in den Proceedings of the Eleveth Annual Meeting of the Society of Magnetic Resonance in Me­ dicine, 1992, Seite 434, beschrieben ist, verwendet eine Reihe von Scheiben-selektiven Inversionspulsen, die Schei­ ben anregen, die orthogonal zu der Bildebene von einem ge­ wonnen MR Bild angeordnet sind. Jede invertierte Scheibe ist in einer speziellen Lage und jeder Inversionspuls wird zu einer besonderen Zeit vor dem Anlegen des transversalen Spinmagnetisierungserzeugungspuls der bildgebenden Pulsse­ quenz angelegt. Wenn das gewonnene Bild relativ große Merk­ male von homogenem T₁ hat (z. B. ein großer skeletaler Mus­ kel), wird das entstehende Bild eine Reihe von Streifen enthalten, die jeweils durch Spininversion zu gewählten Zeiten vor dem Anlegen des Detektionspulses hervorgerufen sind. Die T₁ Werte des gewählten Bildmerkmales können dann ermittelt werden, indem die Pixelintensität in jedem Strei­ fen gemessen wird, der jeder Inversionsverzögerungszeit entspricht, und indem das Ergebnis an eine exponentiale Gleichung angepaßt wird, um die Geschwindigkeitskonstante T₁ zu ermitteln. Dieses Verfahren ist zwar relativ schnell, es ist aber nicht geeignet für die T₁ Messung von kleinen Merkmalen, wie beispielsweise dem Blut in einem gewählten Blutgefäß. Die Technik ist auch schlecht geeignet für die T₁ Messung für sich bewegendes Blut, denn die Blutbewegung während der Periode zwischen jedem selektiven Inversions­ puls und dem Detektionspuls bewirkt eine Mischung der in­ vertierten Blutmengen.

Es ist eine Aufgabe der Erfindung, eine Einrichtung und ein Verfahren zu schaffen, die eine schnelle Messung der longitudinalen Spinrelaxationszeit T₁ von einem oder mehreren spektralen Spitzenwerten in einem Magnetresonanz- Spektrum ermöglichen.

Es ist eine weitere Aufgabe der Erfindung, eine Einrichtung und ein Verfahren zu schaffen, die eine schnelle Messung der longitudinalen Spinrelaxationszeit T₁ von gewählten Geweben in einem lebenden Subjekt ermögli­ chen.

Weiterhin soll ein Verfahren geschaffen werden, bei dem Messungen der longitudinalen Spinrelaxationszeit T₁ von sich bewegendem Blut verwendet werden, um eine Nierenfunk­ tion zu ermitteln.

Gemäß der Erfindung wird eine Probe beziehungsweise Sample in einem Magnetfeld angeordnet, das entweder durch ein Magnetresonanz (MR) Spektroskopiesystem oder ein Magne­ tresonanz-Bildgebungssystem (MRI) erzeugt wird. Dann wird eine neuartige Inversions-Erholungs-MR-Pulssequenz verwen­ det, um das T₁ der Probe zu messen. Diese Pulssequenz ver­ wendet einen Inversionspuls, der nicht räumlich selektiv ist, der alle Kernspins in einem gewählten Abschnitt der Probe invertiert. Dem Inversionspuls folgt eine Reihe von Detektionspulsen, die die longitudinale Magnetisierung um sogar 90° nutieren. Diese Detektionspulse sind räumlich se­ lektiv und werden an unterschiedlichen Stellen in der Probe angelegt. Diese Detektionspulse haben ein Scheibenprofil. Da allen Spins in der Probe eine invertierte longitudinale Spinmagnetisierung gegeben wird und jede Detektionsscheibe in einem besonderen Abschnitt der Probe ausgeübt wird, wird die longitudinale Spinmagnetisierung genau abgetastet be­ ziehungsweise gesampelt. Zusätzlich wird das Sampeln der longitudinalen Spinmagnetisierung zu mehreren, N, Zeiten während des Erholungsprozesses ausgeführt anstelle von ein­ mal, wie es bei bekannten Verfahren der Fall ist. Dies hat eine N-fache Verkürzung in der gesamten Abtastzeit zur Folge.

Die Erfindung wird nun mit weiteren Merkmalen und Vorteilen anhand der Beschreibung und Zeichnung von Ausfüh­ rungsbeispielen näher erläutert.

Fig. 1 ist ein vereinfachtes Blockdiagramm von ei­ nem Magnetresonanz (MR)-Bildgebungssystem, das zur Verwen­ dung mit der Erfindung geeignet ist.

Fig. 2 ist ein detaillierteres Diagramm von der Magnetanordnung gemäß Fig. 1.

Fig. 3 ist ein Pulssequenzdiagramm der longitudi­ nalen Spinrelaxationszeit T₁ und zeigt ein erstes Ausfüh­ rungsbeispiel der Erfindung, das zum schnellen Messen des T₁ von gewählten Spektralkomponenten in einem Magnetreso­ nanzspektrum verwendet werden kann.

Fig. 4 ist eine Darstellung der Abtastebenen-Geo­ metrie, die aus dem ersten Ausführungsbeispiel der Erfin­ dung resultiert.

Fig. 5 ist ein Diagramm, das die Erholung der Ion­ gitudinalen Spinmagnetisierung für spektrale Spitzenwerte in einem Magnetresonazspektrum darstellt.

Fig. 6 ist ein Pulssequenzdiagramm von einem zwei­ ten Ausführungsbeispiel der Erfindung, das zum schnellen Messen der longitudinalen Spinrelaxationszeit T₁ von einem gewählten Abschnitt von einem Subjekt in einer Magnetreso­ nanz-Bildgebung verwendet werden kann.

Bei einem Ausführungsbeispiel der Erfindung wird eine Probe beziehungsweise Sample in dem Magneten von einem Magnetresonanz-Spektrometer oder einem Magnetresonanz-Bild­ gebungssystem angeordnet. Dann wird eine Pulssequenz 100 angelegt und die Daten werden analysiert.

Fig. 1 ist ein vereinfachtes Blockdiagramm von den Hauptkomponenten von einem Magnetresonanz (MR)-Bildgebungs­ system, das zur Verwendung bei der hier beschriebenen Er­ findung geeignet ist. Das System enthält einen Allgemein­ zweck-Minicomputer 2, der funktional mit einer Scheiben­ speichereinheit 2a und einer Interfaceeinheit 2b verbunden ist. Ein Hochfrequenz (HF)-Sender 3, ein Signal-Mittelwert­ bildner 4 und Gradienten-Leistungsversorgungen 5a, 5b und 5c sind alle mit dem Computer 2 durch die Interfaceeinheit 2b verbunden. Die Gradienten-Leistungsversorgungen 5a, 5b, 5c speisen Gradientenspulen 12-1, 12-2, 12-3, um Magnet­ feldgradienten G_x, G_y, G_z auf entsprechende Weise in den "X", "Y", "Z" Richtungen über ein abzubildendes Subjekt zu erzeugen. Der HF Sender 3 wird mit Puls-Hüllkurven aus dem Computer 2 gesteuert, um HF Pulse zu generieren, die die erforderliche Modulation aufweisen, um ein MR Antwortsignal aus einem Subjekt anzuregen. Die HF Pulse werden in einem HF Leistungsverstärker 6 auf Werte verstärkt, die von 100 Watt bis zu mehreren Kilowatt variieren, was von dem Bild­ gebungsverfahren abhängt, und an eine Senderspule 14-1 an­ gelegt. Die höheren Leistungswerte sind für große Probenvo­ lumina erforderlich, wie beispielsweise bei der Ganzkörper- Bildgebung, und wo Pulse kurzer Dauer erforderlich sind, um größere MR Frequenzbreiten anzuregen.

Das MR-Antwortsignal wird durch eine Empfängerspule 14-2 abgetastet, in einem rauscharmen Vorverstärker 9 ver­ stärkt und zu einem Empfänger 10 geleitet für eine weitere Verstärkung, Detektion und Filterung. Das Signal wird dann digitalisiert für eine Mittelwertbildung durch den Signal­ mittelwertbildner 4 und für eine Verarbeitung durch den Computer 2. Der Vorverstärker 9 und der Empfänger 10 sind von den HF-Pulsen während der Übertragung geschützt durch aktive Steuerung oder durch passive Filter.

Der Computer 2 sorgt für Steuerung und Hüllkurven- Modulation für die MR Pulse, Austasten des Vorverstärkers und des HF Leistungsverstärkers und für Spannungskurven für die Gradienten-Leistungsversorgungen. Der Computer führt auch eine Datenverarbeitung aus, wie beispielsweise Fou­ rier-Transformation, Bildrekonstruktion, Datenfilterung, Bilddarstellung und Speicherfunktionen (die alle konventio­ nell sind und außerhalb des Schutzumfangs der Erfindung liegen).

Die Senderspule 14-1 und die Empfänger-HF-Spule 14- 2 können auf Wunsch eine einzige Spule bilden. Alternativ können zwei getrennte Spulen verwendet werden, die elek­ trisch senkrecht zueinander sind. Die letztgenannte Konfi­ guration hat den Vorteil des verkleinerten HF-Pulsdurch­ bruches in den Empfänger während der Pulsübertragung. In beiden Fällen sind die Spulen orthogonal zur Richtung von einem statischen Magnetfeld B₀, das durch eine Magnetein­ richtung 11 erzeugt wird. Die Spulen können von dem Rest des Systems isoliert sein durch den Einschluß in einen HF- abgeschirmten Käfig.

Die Magnetfeld-Gradientenspulen 12-1, 12-2 und 12-3 sind notwendig, um die Gradienten G_x, G_y beziehungsweise G_z zu liefern, die monoton und linear über dem Probenvolumen sind. Viele Werte aufweisende Gradientenfelder bewirken eine Verschlechterung in den Daten des MR Antwortsignals, was als Aliasing bekannt ist, das zu schweren Bildartefak­ ten führt. Nicht-lineare Gradienten bewirken geometrische Verzerrungen des Bildes.

Die Magnetanordnung 11, die schematische in Fig. 2 gezeigt ist, hat eine mittlere zylindrische Bohrung 11a, die ein statisches Magnetfeld B₀ erzeugt, typisch in der axialen oder Z Richtung kartesischer Koordinaten. Ein Satz von Spulen 12, wie beispielsweise Spulen 12-1, 12-2, 12-3 in Fig. 1, empfängt elektrische Signale über Eingangsver­ bindungen 12a und liefert wenigstens ein Gradientenmagnet­ feld in dem Volumen der Bohrung 11a. Weiterhin ist in der Bohrung 11a eine HF Spule 14 angeordnet, die HF Energie über wenigstens ein Eingangskabel 14a empfängt, um ein HF Magnetfeld b₁ zu liefern, das typisch in der X-Y Ebene liegt.

Fig. 3 ist ein Pulssequenzdiagramm und stellt die Hochfrequenz- und Magnetfeldgradienten dar, die in einem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung verwendet werden. Die Pulssequenz 100 besteht aus einem nicht-selektiven In­ versions-HF-Puls 110, der typisch alle Spinmagnetisierung innerhalb der Anregungs-Hochfrequenzspule des Magnetreso­ nanzsystems invertiert. In dem vorliegenden Ausführungsbei­ spiel der Erfindung wird der Inversions-HF-Puls 110 ange­ legt, und zwar ohne die gleichzeitige Anlegung von einem Magnetfeldgradienten. Wenn es wünschenswert ist, das Inver­ sionsvolumen zu begrenzen, kann ein Magnetfeldgradienten­ puls gleichzeitig mit einem Inversionspuls in einer Art und Weise angelegt werden, die allgemein bekannt ist.

Zu einer gewählten Zeit, nachdem der Inversions-HF- Puls 110 angelegt ist, wird eine erste Untersequenz 120a angelegt. Die Untersequenz 120a weist einen Detektions-HF- Puls 130 auf, der in der Gegenwart von einem Scheiben-se­ lektiven Magnetfeldgradientenpuls 140 angelegt wird. Der Detektionspuls 130 nutiert die Spinmagnetisierung in einem gewählten Abschnitt des Subjektes. Der Umfang der Nutation kann gewählt werden, indem die Dauer und Amplitude des De­ tektions-HF-Pulses 130 gewählt werden. Eine maximale trans­ versale Magnetisierung wird häufig mit einem Nutationswin­ kel von 90° erhalten. Die Lage und Größe des gewählten Abschnittes kann eingestellt werden durch geeignete Wahl der Frequenz und Bandbreite des HF-Pulses 130 und der Am­ plitude des Scheiben-selektiven Magnetfeldgradientenpulses 140. In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel der Erfindung hat der gewählte Abschnitt eine planare Geometrie der ge­ wählten Dicke. In alternativen Ausführungsbeispielen können eine nicht-planare Geometrie verwendet werden, wie bei­ spielsweise ein Zylinder, wie es in der US-PS 5133357 mit der Bezeichnung "Quantitative Measurement of Blood Flow Using Cylindrically Localized Fourier Velocity Encoding" vom 28. Juli 1992 beschrieben ist.

Nachdem der Detektions-HF-Puls 130 und der Schei­ ben-selektive Magnetfeldgradientenpuls 140 angelegt sind, wird ein Scheibenrefokusierungs-Magnetfeldgradientenpuls angelegt. Der Scheibenrefokusierungs-Gradientenpuls 150 hat eine Amplitude und Dauer, die so gewählt werden, daß die gesamte transversale Spinmagnetisierung in dem gewählten Abschnitt des Subjektes im wesentlichen gleichphasig ist nach dem Anlegen des Scheiben-selektiven Magnetfeldgradien­ tenpulses 140. In dem beschriebenen Ausführungsbeispiel be­ trägt das Produkt der Amplitude und Dauer des Scheibenrefo­ kusierungs-Gradientenpulses 150 im wesentlichen die Hälfte des negativen Produktes von der Amplitude und Dauer des Scheiben-selektiven Gradientenpulses 140, wie es allgemein bekannt ist.

Nach dem Scheibenrefokusierungs-Gradientenpuls 150 wird ein Datengewinnungs-Signalpuls 190 an ein Datengewin­ nungs-Untersystem gesendet, das Teil des Magnetresonanzsy­ stems ist. MR Signale werden während des Datengewinnungs­ pulses 190 digitalisiert. Da die MR Signale, die von der transversalen Spinmagnetisierung in der Probe kommen, in einem im wesentlichen homogenen Magnetfeld gewonnen werden, hat jedes detektierte MR Signal eine Frequenz, die durch die chemische Verschiebung der transversalen Magnetisierung bestimmt ist. Die chemische Verschiebung von jeder Signal­ quelle kann bestimmt werden, indem in bekannter Weise eine Fourier-Transformation auf die gewonnenen Signaldaten aus­ geführt wird.

Zu einem gewählten Zeitintervall nach dem Anlegen der Untersequenz 120a wird eine zweite Untersequenz 120b angelegt. Die Untersequenz 120b ist im wesentlichen iden­ tisch zu der Untersequenz 120a, mit Ausnahme des Detekti­ ons-HF-Pulses 130, dem ein Frequenz-Offset gegeben ist, der sich von demjenigen unterscheidet, der in der ersten Unter­ sequenz 120a verwendet ist. Der Frequenz-Offset in der Un­ tersequenz 120b ist so gewählt, daß der Detektions-HF-Puls 130 einen gewählten Abschnitt von der Probe anregt, der in der ersten Untersequenz 120a nicht angeregt wurde. Daten, die als Antwort auf die Untersequenz 120b gewonnen werden, werden an ihrem eigenen Platz gespeichert.

Der Untersequenz 120b folgt nach einem gewählten Intervall eine dritte Untersequenz 120c und so weiter, bis eine Anzahl N von Untersequenzen angelegt worden ist. Der Detektions-HF-Puls 130 in jeder Untersequenz regt einen be­ sonderen Teil der Probe an. In dem in Fig. 3 dargestellten Ausführungsbeispiel der Erfindung ist das Intervall zwi­ schen allen Untersequenzen gleich. In alternativen Ausfüh­ rungsbeispielen können die Intervalle durch den Operator beliebig gewählt werden.

Die relative Anordnung der Probenabschnitte, die durch den Detektions-HF-Puls 130 in den N Untersequenzen angeregt werden, ist in Fig. 4 dargestellt. Hier ist eine Probe (Sample) 200 in einer Probenröhre 210 enthalten. Der Detektions-HF-Puls 130 wird im Bereich 220a in der Unterse­ quenz 120a, im Bereich 220b in der Untersequenz 120b, im Bereich 220c in der Untersequenz 120c usw. angelegt, bis eine Gesamtzahl von N Bereichen dem Detektionspuls 130 aus­ gesetzt worden ist.

Die Pulssequenz 100 wird an die Probe Y mal ange­ legt, wobei Y eine ganze Zahl größer als Null ist. Wenn Y größer als 1 ist, kann das Signal-Rauschverhältnis der di­ gitalisierten Signale erhöht werden durch Signal-Mittel­ wertbildung der detektierten Daten in bekannter Weise.

Sobald Daten gesammelt worden sind als Antwort auf Y Wiederholungen von N Untersequenzen kann eine Gesamtzahl von N Magnetresonanzspektren konstruiert werden. Dies ist in Fig. 5 dargestellt. Hier sind eine erste Spektralspitze 310, eine zweite Spektralspitze 320 und eine dritte Spek­ tralspitze 330 gezeigt. Die Spektralspitzen 310, 320, 330 werden in einem ersten Spektrum 300a, einem zweiten Spek­ trum 300b, einem dritten Spektrum 330c usw. für eine Ge­ samtzahl von N Spektren detektiert. Es sei darauf hingewie­ sen, daß jedes Spektrum von einem unterschiedlich gewählten Abschnitt der Probe aufsteigt.

Die Spektralspitzen 310, 320, 330 in den N Spektren haben Intensitäten, die sich als eine Funktion von einem Zeitintervall t zwischen dem Inversions-HF-Puls (110 in Fig. 3) und dem Detektions-HF-Puls (130 in Fig. 3) von je­ der entsprechenden Untersequenz ändern. Die Signalintensi­ tät I für jeden Spitzenwert mit einer einzelnen Recovery- bzw. Erholungsgeschwindigkeit T₁ kann durch die Gleichung beschrieben werden:

I = A + B _* exp(-t/T₁) (1)

wobei A und B Konstanten sind. T₁, A und B von je­ dem gewünschten Spitzenwert kann ermittelt werden, indem Gleichung 1 an die Intensitäten des Spitzenwertes angepaßt wird, die in jeder der Untersequenzen erhalten wird. Dies kann in der Weise getan werden, daß ein nicht-lineares Op­ timierungsverfahren kleinster Quadrate verwendet wird, wie es beispielsweise in " Numerical recipes in FORTRAN" von W. H. Press, S. A. Teukolsky, W. T. Vetterling und B. P. Flan­ ner, Seiten 678-683, beschrieben ist.

In Fig. 5 ist der erste spektrale Spitzenwert 310 in der Weise gezeigt, daß er eine schnellere Erholung als der zweite spektrale Spitzenwert 320 hat, der seinerseits eine schnellere Erholung hat als der dritte spektrale Spit­ zenwert 330.

Fig. 6 stellt ein zweites Ausführungsbeispiel der Erfindung dar. Wie das vorstehend in Verbindung mit Fig. 3 beschriebene Ausführungsbeispiel hat die Pulssequenz 400 in Fig. 6 einen Inversions-HF-Puls 410, dem eine Anzahl N von Untersequenzen 420a-420N folgt. Jede Pulssequenz wird wei­ terhin von einem Detektions-HF-Puls 430, einem Scheiben-se­ lektiven Magnetfeldgradientenpuls 440, einem Scheibenrefo­ kusierungs-Magnetfeldgradientenpuls und einem Datengewin­ nungs-Signalpuls 490 gebildet. Wie in der Pulssequenz 100 wird der Detektions-HF-Puls in jeder Untersequenz in der Weise ausgebildet, daß er einen besonderen Abschnitt der Probe anregt.

Nachdem der Detektions-HF-Puls 430 und der Schei­ ben-selektive Gradientenpuls 440 angelegt worden sind, wird ein Phasenkodierungs-Magnetfeldgradientenpuls 460 mit einer gewählten Amplitude angelegt. In dem beschriebenen Ausfüh­ rungsbeispiel der Erfindung wird der Phasenkodierungs-Gra­ dientenpuls 460 in einer Richtung angelegt, die im wesent­ lichen orthogonal zu dem Scheiben-selektiven Gradientenpuls 440 ist und er kann gleichzeitig mit dem Scheibenrefokusie­ rungspuls 450 angelegt werden, wenn dies gewünscht wird. Der Klarheit halber sind der Phasenkodierungspuls 460 und der Scheibenrefokusierungspuls 450 in Fig. 6 nicht als gleichzeitig gezeigt, aber es ist möglich, daß beide gleichzeitig angelegt werden. In alternativen Ausführungs­ beispielen der Erfindung kann der Phasenkodierungs-Gradien­ tenpuls 460 im wesentlichen in der gleichen Richtung wie der Scheiben-selektive Gradientenpuls 440 angelegt werden.

Nachdem der Detektions-HF-Puls 430 und der Schei­ ben-selektive Gradientenpuls 440 angelegt sind, wird ein Auslesedephasierungs-Magnetfeldgradientenpuls 470 mit einer gewählten Amplitude angelegt. Der Auslesedephasierungs-Gra­ dientenpuls 470 wird in einer Richtung angelegt, die im we­ sentlichen orthogonal zu dem Phasenkodierungspuls 460 ist. Der Auslesedephasierungs-Puls 470 kann gleichzeitig mit entweder dem Scheibenrefokusierungspuls 450 oder dem Pha­ senkodierungspuls 460 angelegt werden, wenn dies erwünscht ist. Der Auslesedephasierungs-Puls 470 bewirkt eine trans­ versale Magnetisierung an unterschiedlichen Stellen entlang der Richtung des Auslesepulsdephasierungs-Magnetfeldgradi­ enten, um Phasenverschiebungen zu erhalten, die proportio­ nal zu der Position in der Ausleserichtung sind.

Nach dem Anlegen des Scheibenrefokusierungspulses 450, des Phasenkodierungspuls 460 und des Auslesedephasie­ rungs-Pulses 470 wird ein Auslese-Magnetfeldgradientenpuls 480 angelegt. Der Auslesepuls 480 wird in der gleichen Richtung wie der Auslesedephasierungs-Puls 470 angelegt, aber er hat die entgegengesetzte Polarität. Die Amplitude und die Dauer des Auslesepulses 480 sind so gewählt, daß im wesentlichen die gesamte transversale Spinmagnetisierung eine identische Phasenverschiebung an einem gewählten Punkt während des Auslesepulses 480 hat.

Die Pulssequenz 400 wird eine Anzahl Y mal wieder­ holt. In jeder Wiederholung der Pulssequenz 400 wird dem Phasenkodierungspuls 460 eine unterschiedliche Amplitude gegeben. Für jede Wiederholung der Pulssequenz 400 ist je­ doch die Amplitude des Phasenkodierungspuls 460 für jede Untersequenz 420a-420N gleich. Der Phasenkodierungspuls 460 bewirkt Phasenverschiebungen in den detektierten MR Si­ gnalen, die proportional zu der Position der transversalen Spinmagnetisierung entlang der Richtung des Phasenkodie­ rungs-Magnetfeldgradienten 460 sind. Daten, die als Antwort auf unterschiedliche Phasen des Phasenkodierungsgradienten gewonnen wurden, können einer Fourier-Transformation unter­ zogen werden, um die Position (in der Richtung des Phasen­ kodierungsgradienten 460) des Signals zu ergeben, das die transversale Spinmagnetisierung erzeugt, wie es allgemein bekannt ist.

Sobald Daten als Antwort von Y Wiederholungen von N Untersequenzen gesammelt worden sind, kann eine Gesamtzahl von N Magnetresonanzbildern konstruiert werden. Diese N Bilder haben Pixel, deren Intensitäten sich als eine Funk­ tion des Zeitintervalls t zwischen dem Inversions-HF-Puls 410 und dem Detektions-HF-Puls 430 von jeder entsprechenden Untersequenz ändern. Die Signalintensität I für ein Pixel mit einer einzelnen Erholungsgeschwindigkeit T₁ kann durch die Gleichung 1 beschrieben werden. T₁, A und B von jedem gewünschten Pixel können ermittelt werden, indem Gleichung 1 an die Intensitäten des Pixels angepaßt wird, das in je­ der der Untersequenzen erhalten worden ist, indem ein nicht-lineares Optimierungsverfahren kleinster Quadrate verwendet wird, wie es vorstehend beschrieben wurde.

Claims (3)

1. Verfahren zum Messen der Spin-Gitter-Relaxationszeit T₁ innerhalb eines Subjektes, enthalten die Schritte:

• a) Anordnen des Subjektes in einem Magnetfeld zur Erzeugung von longitudinaler Spinmagnetisierung von Kernspins innerhalb des Subjektes,
• b) Anlegen eines räumlich nicht-selektiven Hochfre­ quenz (HF)-Pulses zum Invertieren der longitudinalen Magnetisierung der Kernspins,
• c) Anlegen eines räumlich selektiven HF-Pulses mit einem vorbestimmten Frequenzbereich zum Umwandeln der longitudinalen Magnetisierung in transversale Spinma­ gnetisierung von einem gewählten Ensemble von Kernspins von einem räumlichen Bereich, der durch den Frequenzbe­ reich definiert ist,
• d) Detektieren zu einer Zeit n von Magnetresonanzsi­ gnalen, die durch die transversale Spinmagnetisierung des gewählten Ensembles von Kernspins generiert sind,
• e) Wiederholen der Schritte c bis d für eine Anzahl N von Wiederholungen, die jeweils einen unterschiedli­ chen Frequenzbereich für den räumlich selektiven HF Puls haben, zum Detektieren von N MR Anwortsignalen von unterschiedlichen räumlichen Bereichen, die jeweils zu einer unterschiedlichen Zeit n nach Anlegen des räum­ lich nicht-selektiven HF Pulses detektiert sind, um eine Zeitdimension zu kodieren,
• f) Wählen eines Untersatzes des Ensembles von Kern­ spins und
• g) Ermitteln der Spin-Gitter-Relaxationszeit T₁ für den gewählten Untersatz des Ensembles von Kernspins, wobei die Spin-Relaxationszeit eine exponentiale Erho­ lungsgeschwindigkeit des MR-Antwortsignals des gewähl­ ten Untersatzes als eine Funktion der Zeit ist.

2. Verfahren zum Messen der Spin-Gitter-Relaxationszeit T₁ von Kernspins in einem Subjekt, enthaltend die Schritte:

• a) Anordnen des Subjektes in einem Magnetfeld zum Erzeugen von longitudinaler Spinmagnetisierung der Kernspins,
• b) Anlegen eines räumlich nicht-selektiven Hochfre­ quenz (HF)-Pulses zum Invertieren der longitudinalen Magnetisierung der Kernspins,
• c) Anlegen eines räumlich selektiven HF-Pulses mit einem vorbestimmten Frequenzbereich zum Umwandeln lon­ gitudinaler Magnetisierung in transversale Spinmagneti­ sierung in einem gewählten Ensemble von Kernspins von einem räumlichen Bereich, der durch den Frequenzbereich definiert ist,
• d) Anlegen eines Phasenkodierungs-Magnetfeldgradien­ tenpulses mit einer Amplitude a zum Induzieren einer Phasenevolution in den Kernspins, die von der Position der Kernspins in einer Phasenkodierungsrichtung abhän­ gig ist,
• e) Anlegen eines Auslesedephasierungs-Magnetfeldgra­ dientenpulses zum Induzieren einer Phasenevolution in den Kernspins, die von der Position der Kernspins in einer Ausleserichtung abhängig ist, die im wesentlichen orthogonal zu der Phasenkodierungsrichtung ist,
• f) Anlegen eines Auslese-Magnetfeldgradientenpulses während der Detektion der Magnetresonanz (MR)-Antwort­ signale zum Induzieren einer Phasenevolution in den Kernspins, die von der Position der Kernspins in der Ausleserichtung abhängig ist,
• g) Detektieren zu einer Zeit n und für eine Phasen­ kodierungsamplitude a eines MR Antwortsignals mit inhä­ renten Phasenverschiebungen, die durch die Phasenevolu­ tionen des gewählten Ensembles von Kernspins induziert sind,
• h) Wiederholen der Schritte c bis e für eine Anzahl von N Wiederholungen, die jeweils einen unterschiedlichen Frequenzbereich für den räumlich se­ lektiven HF Puls haben, um N MR Antwortsignale von un­ terschiedlichen räumlichen Bereichen zu detektieren, die jeweils zu einer unterschiedlichen Zeit n nach An­ legen des räumlich nicht-selektiven HF Pulses detek­ tiert werden, um eine Zeitdimension zu kodieren,
• i) Wiederholen der Schritte b bis h für eine Anzahl von P unterschiedlichen Phasenkodierungs-Gradientenam­ plituden a, um das detektierte MR Antwortsignal in ei­ ner Phasenkodierungsrichtung zu kodieren,
• j) Wählen eines Untersatzes des Ensembles von Kern­ spins, der ein räumlicher Unterbereich mit Dimensionen in der Phasenkodierungsrichtung und der Ausleserichtung ist, und
• k) Ermitteln der Spin-Gitter-Relaxationszeit T₁ für den gewählten Untersatz des Ensembles von Kernspins, indem Änderungen über der Zeit in Abschnitten des MR Antwortsignals berechnet werden, das sich auf den ge­ wählten Untersatz bezieht.

3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei eine Anzahl von räum­ lichen MR Bildern aus den MR Antwortsignalen erzeugt wird, wobei das n-te MR Bild aus den MR Antwortsignalen gebildet wird, die zu der Zeit n detektiert werden.