DE4426775A1

DE4426775A1 - Method for measuring longitudinal spin-lattice relaxation times in moving liquids

Info

Publication number: DE4426775A1
Application number: DE19944426775
Authority: DE
Inventors: Charles Lucian Dumoulin
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1993-08-12
Filing date: 1994-07-28
Publication date: 1995-02-16
Also published as: JPH07148140A

Abstract

A magnetic-resonance imaging system uses a sequence of radio-frequency pulses and magnetic field gradients in order to detect and to measure the spin-relaxation time of blood moving in a subject. The spin-lattice relaxation time is determined by first inverting the longitudinal spin magnetisation and then detecting the recovery of this magnetisation using a sequence of radio-frequency detection pulses. The inversion pulse is applied to the entire subject, but the detection pulses are applied only to a selected section of the subject. The blood movement causes the blood in the detection region to be replaced for each detection pulse as a result of which the accuracy of the measurement is increased and the use of a large number of detection pulses after a single inversion pulse is made possible. An in vivo application of this invention can be used, in order to assess kidney function in individual kidneys.

Description

Die Erfindung bezieht sich auf die Gebiete der Magnetreso nanz-Spektroskopie und der Magnetresonanz (MR)-Bildgebung und insbesondere auf die Messung der longitudinalen Spinre laxationszeit und die in-vivo Bewertung der Nierenfunktion.The invention relates to the fields of magnetic resonance nanz spectroscopy and magnetic resonance (MR) imaging and in particular the measurement of the longitudinal spin laxation time and in vivo evaluation of renal function.

Gegenwärtig ist die Messung von in-vivo Spin-Gitter-Relaxa tionszeiten ein brauchbares Verfahren in der diagnostischen Radiologie. Bei diesen Verfahren wird ein Subjekt in einem Magneten angeordnet, um longitudinale Spinmagnetisierung in Resonanz mit schwingenden Kernen des Subjektes oder "Kernspins" zu erzeugen. Bei dem bekanntesten verwendeten Verfahren (bekannt als Inversions-Recovery) wird diese Ma gnetisierung durch das Anlegen eines Hochfrequenzpulses in vertiert, der in der Lage ist, die longitudinale Spinmagne tisierung 180° zu nutieren. Wenn die Magnetisierung der Kernspins des Subjektes invertiert ist, kehrt sie spontan in den nicht-invertierten Gleichgewichtszustand zurück. Die Rückkehr in den Gleichgewichtszustand erfolgt in einer ex ponentialen Weise mit einer Halbwertszeit, die charakteri stisch für die Molekularumgebung des Kernspins ist. Dieser Halbwertszeit wird häufig der Name longitudinale Spin-Rela xationszeit T₁ gegeben.The measurement of in-vivo spin-lattice relaxa is currently underway a useful procedure in diagnostic Radiology. In this process, a subject is in one Magnets arranged to spin longitudinal magnetization in Resonance with vibrating nuclei of the subject or To generate "nuclear spins". In the best known used Procedure (known as inversion recovery) is this Ma gnetization by applying a high frequency pulse in which is capable of the longitudinal spin magnet nutation 180 °. If the magnetization of the The subject's nuclear spin is inverted, it spontaneously returns back to the non-inverted equilibrium state. The Return to equilibrium takes place in an ex ponential way with a half-life, the characteristic tical for the molecular environment of nuclear spin. This Half-life is often called the longitudinal spin rela xation time T 1 given.

Während der Rückkehr in den Gleichgewichtszustand (oder den völlig relaxierten Zustand) kann die longitudi nale Magnetisierung nicht direkt detektiert werden. Die au genblickliche Größe der longitudinalen Magnetisierung kann jedoch dadurch gemessen werden, daß ein abtastender (sampelnder) HF-Puls angelegt wird. Dieser abtastende HF- Puls nutiert die longitudinale Magnetisierung in die trans versale Ebene, wodurch eine transversale Spinmagnetisierung hervorgerufen wird. Die maximale transversale Spinmagneti sierung wird durch das Anlegen einer 90° Nutation erzeugt. Anders als die longitudinale Magnetisierung ist die trans versale Spinmagnetisierung in der Lage, ein Signal in einer Empfängerspule zu induzieren, die nahe dem Subjekt angeord net ist. Wenn die transversale Spinmagnetisierung erzeugt ist, kann sie phasenverschoben werden, wobei Magnetfeld- Gradientenpulse von gewählten Intensitäten und Dauern ver wendet werden. Diese durch Gradienten hervorgerufene Pha senverschiebungen kodieren die Position der Spinmagnetisie rung innerhalb des Magneten. Zwei- oder dreidimensionale Bilder der Verteilung der Spinmagnetisierung können erzeugt werden, indem die Sequenz der HF- und Magnetfeld-Gradien tenpulse wiederholt und das MR Signal gewonnen wird, das auf eine Sammlung von Magnetfeld-Gradientenintensitäten an spricht.While returning to equilibrium (or the completely relaxed state) the longitudi nal magnetization can not be detected directly. The au exact size of the longitudinal magnetization can however, be measured by a scanning (sampling) RF pulse is applied. This scanning RF Pulse mutates the longitudinal magnetization into the trans vertical plane, creating a transverse spin magnetization is caused. The maximum transverse spin magnet is created by creating a 90 ° nutation. Unlike the longitudinal magnetization, the trans Versal spin magnetization is able to generate a signal in one To induce the receiver coil, which is placed near the subject is not. When the transverse spin magnetization creates it can be shifted in phase, with magnetic field Gradient pulses of selected intensities and durations ver be applied. This Pha Sen shifts encode the position of the spin magnetisie tion within the magnet. Two or three dimensional Images of the distribution of the spin magnetization can be generated by the sequence of RF and magnetic field gradients tenpulse is repeated and the MR signal is obtained to a collection of magnetic field gradient intensities speaks.

Die in-vivo Messung von T₁ mit bisher verfügbaren Verfahren erfordert typisch eine lange Gewinnungszeit. Dies liegt daran, daß die longitudinale Magnetisierung an vielen Zeitpunkten nach dem Inversionspuls gemessen werden muß, um die Halbwertszeit der Erholung genau zu ermitteln. Es kann nur ein einziger Samplepuls während des Recovery- bzw. Er holungsprozesses verwendet werden. Dies liegt daran, daß das Anlegen eines Samplepulses die longitudinale Spinmagne tisierung stört und somit einen Kompromiß der Integrität von Messungen bildet, die durch alle nachfolgenden Sample pulse erzeugt werden. Weiterhin werden beste Ergebnisse er halten, wenn eine volle Erholung der longitudinalen Spinma gnetisierung nach jedem Samplepuls auftritt. Für in-vivo Anwendungen beträgt die Zeit für eine volle Relaxation zwi schen 1500 und 5000 ins, da die meisten in-vivo T₁ Werte zwischen 300 und 1000 ins liegen. Die Messung von T₁ für je des 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 Inversionspuls zu konstruieren. The in vivo measurement of T₁ with previously available The process typically requires a long extraction time. This is because the longitudinal magnetization on many Points in time after the inversion pulse must be measured in order to to accurately determine the half-life of the recovery. It can only a single sample pulse during the recovery or er recovery process can be used. This is because the creation of a sample pulse the longitudinal spin magnet perturbation and thus a compromise of integrity of measurements formed by all subsequent samples pulses are generated. Furthermore, he will get the best results hold when a full recovery of the longitudinal spinma gnetization occurs after each sample pulse. For in vivo Applications is the time for a full relaxation between between 1500 and 5000 ins, since most in vivo T₁ values between 300 and 1000 ins. The measurement of T₁ for each The pixel in an image can even take scan times an hour because enough data is obtained to have an image (typically with a resolution of 256 × 256) for each of several sample times (typically 4-8) to construct after each inversion pulse.

Ein alternatives Verfahren für die in-vivo T₁ Mes sung, das von Campeau et. al. in the Proceedings of the Eleventh Annual Meeting of the Society of Magnetic Reso nance in Medicine, 1992, Seite 434, beschrieben ist, ver wendet eine Reihe von Scheiben-selektiven Inversionspulsen, die Scheiben anregen, die orthogonal zu der Bildebene von einem gewonnenen MK-Bild angeordnet sind. Jede invertierte Scheibe ist eine besondere Lage und jeder Inversionspuls ist zu einer besonderen Zeit vor dem Anlegen des eine transversale Spinmagnetisierung erzeugenden Pulses der bildgebenden Pulssequenz angelegt. Wenn das gewonnene Bild relativ große Merkmale des homogenen T₁ hat (z. B. einen großen skelletalen Muskel), wird das entstehende Bild eine Reihe von Streifen enthalten, die jeweils durch Spininver sion zu gewählten Zeiten vor dem Anlegen des Detektionspul ses hervorgerufen sind. Die T₁ Werte des gewählten Bild merkmales kann dann ermittelt werden, indem die Pixelinten sität in jedem Streifen entsprechend jeder Inversionsverzö gerungszeit gemessen und 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 zum Beispiel dem Blut in einem gewählten Blutgefäß. Die Technik ist auch schlecht geeignet zur T₁ Messung von sich bewegendem Blut, denn die Blutbewegung während der Periode zwischen jedem selektiven Inversions puls und dem Detektionspuls bewirkt eine Mischung der in vertierten Blutmengen.An alternative method for in vivo T₁ Mes solution developed by Campeau et. al. in the Proceedings of the Eleventh Annual Meeting of the Society of Magnetic Reso nance in Medicine, 1992, page 434, ver applies a series of slice-selective inversion pulses, excite the disks orthogonal to the image plane of a MK image obtained are arranged. Each inverted Disk is a special location and every inversion pulse is at a special time before the one transversal spin magnetization generating pulse of imaging pulse sequence. If the picture obtained has relatively large features of the homogeneous T₁ (z. B. large skeletal muscle), the resulting image becomes a Set of strips included, each by Spininver sion at selected times before applying the detection coil caused. The T₁ values of the selected picture feature can then be determined by the pixel lines in each stripe corresponding to each inversion delay time measured and the result at an exponential Equation is fitted to the rate constant To determine T₁. While this process is relatively quick, but it is not suitable for the T₁ measurement of small Characteristics, such as the blood in a chosen one Blood vessel. The technique is also poorly suited to T₁ Measurement of moving blood, because blood movement during the period between each selective inversion pulse and the detection pulse mix the in vertical amounts of blood.

Gegenwärtige klinische Techniken, die zur Bewertung der Nierenfunktion verwendet werden, basieren auf dem Kon zept der Klarheit. Unter normalen stationären Bedingungen ist die tägliche Erzeugung von Kreatinin gleich seiner täg lichen Exkretion, wodurch das Serum Kreatinin in einem schmalen Bereich reguliert wird. Somit verwenden Kliniker häufig die Konzentration des Serums Kreatinin allein als eine Schätzung der glomerularen Filtrationsrate (Glomerular Filtrationsrate bzw. GFR). Diese Technik hat jedoch eine begrenzte Genauigkeit und das Vorliegen einer unilateralen Nierenerkrankung ist gewöhnlich nicht feststellbar. Da die ser Test eine normale Konzentration des Serums Kreatinin selbst in der Gegenwart von einer 50% Verkleinerung von GFR detektiert, kann eine Nieren-Insuffizienz mitdiagnostiziert werden.Current clinical techniques used for evaluation kidney function are based on the con I accept clarity. Under normal stationary conditions the daily production of creatinine is equal to his day excretion, which creates the serum creatinine in one narrow range is regulated. Hence, clinicians use often the concentration of the serum creatinine alone as an estimate of the glomerular filtration rate (Glomerular Filtration rate or GFR). However, this technique has one limited accuracy and the existence of a unilateral Kidney disease is usually undetectable. Since the This test is a normal concentration of serum creatinine even in the presence of a 50% reduction in GFR Detected, renal failure can also be diagnosed become.

Gegenwärtig besteht ein Bedarf an einem nicht-inva siven Verfahren zum Messen der longitudinalen Spinrelaxati onszeit von sich bewegenden Flüssigkeiten zur Verwendung in einer Anwendung, wie beispielsweise der Bewertung der Nie renfunktion.There is currently a need for a non-inva sive method for measuring the longitudinal spin relaxation time of moving liquids for use in an application, such as the evaluation of the never function.

Es ist eine Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren und eine Einrichtung zu schaffen, die schnelle Messungen der longitudinalen Spinrelaxationszeit T₁ ermöglichen.It is an object of the invention, a method and to create a facility for quick measurements allow the longitudinal spin relaxation time T₁.

Weiterhin ist es Aufgabe der Erfindung, ein Verfah ren und eine Einrichtung zu schaffen, die das T₁ in Blut in gewählten Blutgefäßen messen können.It is also an object of the invention to provide a method ren and to create a device that the T₁ in blood in selected blood vessels.

Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht in der Schaffung eines Verfahrens bei dem Blutgeschwindigkeitsmes sungen von einem Volumen sich bewegenden Blutes gleichzei tig mit T₁ Messungen des gleichen Blutvolumens gemacht wer den.Another object of the invention is Creation of a procedure for the blood velocity measurement solutions of a volume of moving blood at the same time tig who made T₁ measurements of the same blood volume the.

Ferner ist es Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren zu schaffen, bei dem T₁ Messungen von sich bewegendem Blut bei der Bewertung der Nierenfunktion verwendet werden.Another object of the invention is a method to create in the T₁ measurements of moving blood be used in evaluating kidney function.

Gemäß der Erfindung wird ein Subjekt in einem Magne tresonanz-Bildgebungs-(MRI)-System angeordnet. Dann wird eine neuartige inversions-Recovery-MR-Pulssequenz verwen det, um das T₁ von sich bewegendem Blut zu messen. Diese Pulssequenz verwendet einen Inversionspuls, der nicht räum lich selektiv ist, um alle Kernspins in einem gewählten Abschnitt des Subjektes zu invertieren. Dem Inversionspuls folgt eine Reihe von Detektionspulsen, die die longitudi nale Magnetisierung um sogar 90° nutieren. Diese Detekti onspulse sind räumlich selektiv und in der vorliegenden Er findung haben sie ein Scheibenprofil. Jeder Detektionspuls wird an der gleichen Stelle in dem Subjekt angelegt. Diese Stelle ist gewählt, um ein gewähltes Blutgefäß zu schnei den, in dem Blut fließt. Da das gesamte Blut in dem Subjekt invertierte longitudinale Spinmagnetisierung aufweist und da die Blutbewegung das Blut in der Detektionsscheibe nach jedem Detektionspuls ersetzt, wird die longitudinale Spin magnetisierung genau abgetastet beziehungsweise gesampelt. Zusätzlich wird die Abtastung der longitudinalen Spinmagne tisierung eine Anzahl N-mal während des Erholungs- bezie hungsweise Recoveryprozesses ausgeführt, anstatt einmal, wie es bei bekannten Verfahren geschieht. Dies hat eine N- fache Verkürzung der gesamten Abtastzeit zur Folge.According to the invention, a subject is in a magne arranged resonance imaging (MRI) system. Then it will be use a novel inversion recovery MR pulse sequence det to measure the T₁ of moving blood. These Pulse sequence uses an inversion pulse that does not clear is selective to all nuclear spins in a chosen one Invert section of the subject. The inversion pulse follows a series of detection pulses, the longitudi Nut magnetization by 90 °. These detectives on pulses are spatially selective and in the present Er you have a disc profile. Every detection pulse is created in the same place in the subject. These Site is selected to cut a selected blood vessel the one in which blood flows. Because all the blood in the subject has inverted longitudinal spin magnetization and since the blood movement after the blood in the detection disc Each detection pulse is replaced by the longitudinal spin magnetization exactly sampled or sampled. In addition, the scanning of the longitudinal spin magnet a number N times during the recovery relationship recovery process instead of once, as is the case with known methods. This has an N- times the total sampling time.

In einem Ausführungsbeispiel der Erfindung werden Geschwindigkeits-kodierte Magnetfeld-Gradientenpulse in die Pulssequenz eingefügt, um die Messung der Blutgeschwindig keit gleichzeitig mit der T₁ Messung von Blut zu gestatten.In one embodiment of the invention Velocity-encoded magnetic field gradient pulses into the Pulse sequence inserted to measure blood speed speed simultaneously with the T 1 blood allow.

Die neuartige Pulssequenz gemäß der Erfindung kann für die Bewertung der haemodynamischen Funktion einer ein zelnen Niere verwendet werden. Beispielsweise wird nach ei ner Injektion von einem MR Kontrastmittel, wie beispiels weise Gadolinium-Diäthylen-Triamin-Pentaceticetic-Säure (Gd- DTPA) in das Subjekt das Mittel durch die Nieren des Sub jektes ausgeschieden werden. Die Wirksamkeit der Nierenfil tration des Kontrastmittels oder Filtrations-Fraktion(FF) kann abgeleitet werden durch Messen des T₁ von Blut in ei nem arteriellen System (bevor es durch die Niere strömt) und in der Nierenvene. Wenn die Filtrations-Fraktions-Mes sung mit Blutgeschwindigkeitsmessungen in den Nierengefäßen kombiniert wird, kann die glomerulare Filtrationsrate (GFR) ermittelt werden. The novel pulse sequence according to the invention can for evaluating the hemodynamic function of a individual kidney can be used. For example, according to ei ner injection of an MR contrast medium, such as wise gadolinium-diethylene-triamine-pentaceticetic acid (Gd- DTPA) in the subject means through the kidneys of the sub be eliminated. The effectiveness of the kidney fil contrast medium or filtration fraction (FF) can be derived by measuring the T₁ of blood in egg an arterial system (before it flows through the kidney) and in the renal vein. If the filtration fraction meas solution with blood speed measurements in the kidney vessels combined, the glomerular filtration rate (GFR) be determined.

Die Erfindung wird nun mit weiteren Merkmalen und Vorteilen anhand der Beschreibung und Zeichnung von Ausfüh rungsbeispielen näher erläutert.The invention is now with further features and Advantages based on the description and drawing of exec tion examples explained in more detail.

Fig. 1 ist ein vereinfachtes Blockdiagramm von ei nem Magnetresonanz (MR)-Bildgebungssystem, das zur Verwen dung mit der Erfindung geeignet ist. Fig. 1 is a simplified block diagram of a magnetic resonance (MR) imaging system suitable for use with the invention.

Fig. 2 ist ein detaillierteres Diagramin der Magne tanordnung in Fig. 1. FIG. 2 is a more detailed diagram in the magnet arrangement in FIG. 1.

Fig. 3 ist ein Pulssequenzdiagramm von einem er sten Ausführungsbeispiel der Erfindung, das zur Messung der longitudinalen Spinrelaxationszeit T₁ von sich bewegendem Blut verwendet werden kann. Fig. 3 is a pulse sequence diagram of a he first embodiment of the invention, which can be used for measuring the longitudinal spin relaxation time T₁ of moving blood.

Fig. 4 ist ein Pulssequenzdiagramm von einem zwei ten Ausführungsbeispiel der Erfindung, das zum gleichzeiti gen Messen des T₁ und der Geschwindigkeit von sich bewegen dem Blut verwendet werden kann. Fig. 4 is a pulse sequence diagram of a two-th embodiment of the invention, which can be used for simultaneous gene measuring the T₁ and the speed of the blood moving.

Fig. 5 ist eine Darstellung der abtastebenen Geo metrie, die aus den Pulssequenzen gemäß der Erfindung re sultiert. Fig. 5 is an illustration of the scanning plane geometry that results from the pulse sequences according to the invention.

Fig. 6 ist ein Diagramm, das die Relation zwischen dem T₁ von Blut und der Konzentration eines Kontrastmittels der longitudinalen Spinrelaxation, wie beispielsweise Gd- DTPA, darstellt. Fig. 6 is a graph showing the relation between the T₁ of blood and the concentration of a contrast agent of the longitudinal spin relaxation, such as Gd-DTPA.

Fig. 7 ist ein Diagramm, das die Relation zwischen dem T₁ von Blut in den Nierenartherien und Venen für ge wählte Filtrations-Fraktionen darstellt. Fig. 7 is a graph showing the relationship between the T₁ of blood in the renal arteries and veins for selected filtration fractions.

Fig. 8 ist eine perspektivische Ansicht von einem anderen Ausführungsbeispiel der Erfindung, bei dem das T₁ von einer Probenlösung mit einem hochauflösenden Magnetre sonanz-Spektroskopiesystem ermittelt wird. Fig. 8 is a perspective view of another embodiment of the invention, in which the T₁ is determined from a sample solution with a high-resolution magnetic resonance spectroscopy system.

Fig. 9 ist die T₁ Recoverykurve für Blut vor der Injektion von einem Relaxations-Kontrastmittel. Fig. 9 is the T₁ recovery curve for blood before the injection of a relaxation contrast agent.

Fig. 10 ist die T₁ Recoverykurve für Blut in einer Nierenartherie nach der Injektion von einem Relaxations- Kontrastmittel. Fig. 10 is the T₁ recovery curve for blood in renal artery after the injection of a relaxation contrast agent.

Fig. 11 ist die T₁ Recoverykurve für Blut in einer Nierenvene nach der Injektion von einem Relaxations- Kontrastmittel. Fig. 11 is the T₁ recovery curve for blood in a renal vein after the injection of a relaxation contrast agent.

In dem beschriebenen Ausführungsbeispiel der Erfin dung wird ein Subjekt in dem Magneten von einem Magnetreso nanz-Bildgebungssystem angeordnet. Der Bereich, über dem eine Messung der longitudinalen Spinrelaxationszeit T₁ ge wünscht ist, wird dann durch einen Operator identifiziert, vielleicht mit Hilfe einer konventionellen MR Bildgebungs sequenz. Dann wird eine Pulssequenz angelegt und die Daten werden analysiert.In the described embodiment of the Erfin dung becomes a subject in the magnet of a magnetic resonance financial imaging system. The area over which a measurement of the longitudinal spin relaxation time T₁ ge is then identified by an operator, maybe with the help of conventional MR imaging sequence. Then a pulse sequence is created and the data will be analyzed.

Fig. 1 ist ein vereinfachtes Blockdiagramm von den Hauptkomponenten eines Magnetresonanz (MR)-Bildgebungssy stems, das zur Verwendung mit der hier beschriebenen Erfin dung geeignet ist. Das Bild enthält einen Allgemeinzweck- Minicomputer 2, der funktional mit einer Scheibenspeicher einheit 2a und einer Interfaceeinheit 2b verbunden ist. Ein Hochfreguenz-(HF)-Sender 3, ein Signal-Mittelwertbildner 4 und Gradientenleistungsversorgungen 5a, 5b und 5c sind alle mit dem Computer 2 über die Interfaceeinheit 2b verbunden. Die Gradientenleistungsversorgungen 5a, 5b, 5c speisen Gra dientenspulen 12-1, 12-2, 12-3, um auf entsprechende Weise Magnetfeldgradienten G_x, G_y, G_z in den "X", "Y", "Z" Rich tungen über einem abzubildenden Subjekt hervorzurufen. Der HF Sender 3 wird mit Puls-Hüllkurven von dem Computer 2 ge steuert, um HF Pulse mit der erforderlichen Modulation zu generieren, die ein MR-Antwortsignal aus einem Subjekt an regen. Die HF Pulse werden in einem HF Leistungsverstärker 6 auf Werte verstärkt, die von 100 Watt bis zu mehreren Ki lowatt variieren, was von dem Bildgebungsverfahren abhängt, und sie werden an eine Sender-Spule 14-1 angelegt. Die hö heren Leistungswerte sind für große Probenvolumina notwen dig, wie beispielsweise in einer Ganzkörper-Bildgebung, und wo Pulse kurzer Dauer erforderlich sind, um größere MR-Fre quenzbandbreiten anzuregen. Fig. 1 is a simplified block diagram of the major components of a magnetic resonance (MR) -Bildgebungssy stems, the dung for use with the described herein OF INVENTION is suitable. The picture contains a general-purpose mini-computer 2 , which is functionally connected to a disk storage unit 2 a and an interface unit 2 b. A radio frequency (RF) transmitter 3 , a signal averager 4 and gradient power supplies 5 a, 5 b and 5 c are all connected to the computer 2 via the interface unit 2 b. The gradient power supplies 5 a, 5 b, 5 c feed Gra serving coils 12-1 , 12-2 , 12-3 in order to correspondingly magnetic field gradients G _x , G _y , G _z in the "X", "Y", "Z "To produce directions about a subject to be imaged. The RF transmitter 3 is controlled with pulse envelopes by the computer 2 to generate RF pulses with the required modulation that stimulate an MR response signal from a subject. The RF pulses are amplified in an RF power amplifier 6 to values that vary from 100 watts to several kilowatts, depending on the imaging method, and are applied to a transmitter coil 14-1 . The higher power values are necessary for large sample volumes, such as in whole-body imaging, and where short-duration pulses are required to excite larger MR frequency bandwidths.

Das MR-Antwortsignal wird durch eine Empfängerspule 14-2 abgetastet, in einem rauscharmen Vorverstärker 9 verstärkt und zu einem Empfänger 10 geleitet für eine wei tere Verstärkung, Detektion und Filterung. Das Signal wird dann digitalisiert für eine Mittelwertbildung durch den Si gnal-Mittelwertbildner 4 und zur Verarbeitung durch den Computer 2. Der Vorverstärker 9 und der Empfänger 10 sind geschützt von den HF-Pulsen während der Übertragung durch aktive Steuerung oder durch passive Filterung.The MR response signal is sampled by a receiver coil 14-2 , amplified in a low-noise preamplifier 9 and passed to a receiver 10 for further amplification, detection and filtering. The signal is then digitized for averaging by the signal averager 4 and for processing by the computer 2 . The preamplifier 9 and the receiver 10 are protected from the RF pulses during transmission by active control or by passive filtering.

Der Computer 2 sorgt für eine Steuerung und Hüll kurvenmodulation für die MR Pulse, die Austastung für den Vorverstärker und den HF Leistungsverstärker und liefert Spannungskurven für die Gradientenleistungsversorgungen. Der Computer führt auch eine Datenverarbeitung durch, wie beispielsweise eine Fourier-Transformation, eine Bild-Re konstruktion, Datenfilterung, Bilddisplay und Speicherfunk tionen (die alle konventionell sind und außerhalb des Schutzumfanges der Erfindung liegen).The computer 2 provides control and envelope modulation for the MR pulses, the blanking for the preamplifier and the RF power amplifier and supplies voltage curves for the gradient power supplies. The computer also performs data processing such as a Fourier transform, image reconstruction, data filtering, image display, and memory functions (all of which are conventional and are outside the scope of the invention).

Die Senderspule 14-1 und die Empfänger-HF-Spule 14-2 können auf Wunsch eine einzelne Spule bilden. Alternativ können zwei getrennte Spulen verwendet werden, die elek trisch orthogonal sind. Die letztgenannte Konfiguration hat den Vorteil eines verminderten HF-Puls-Durchbruches in den Empfänger während einer Pulsübertragung. In beiden Fällen sind die Spulen orthogonal zur Richtung eines statischen Magnetfeldes B₀, das durch eine Magneteinrichtung 11 er zeugt wird. Die Spulen können von dem Rest des Systems durch Einschluß in einem HF-abgeschirmten Kaufig isoliert beziehungsweise getrennt sein.The transmitter coil 14-1 and the receiver RF coil 14-2 can form a single coil if desired. Alternatively, two separate coils can be used that are electrically orthogonal. The latter configuration has the advantage of a reduced HF pulse breakthrough in the receiver during a pulse transmission. In both cases, the coils are orthogonal to the direction of a static magnetic field B₀, which is generated by a magnetic device 11 . The coils can be isolated from the rest of the system by inclusion in an RF shielded Kaufig.

Die Magnetfeld-Gradientenspulen 12-1, 12-2 und 12-3 sind erforderlich, um 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 MR Antwortsignaldaten, was als Aliasing bekannt ist, das zu mehreren Bildartefkaten führt. The magnetic field gradient coils 12-1 , 12-2 and 12-3 are required to provide gradients G _x , G _y and G _z , respectively, which are monotonous and linear over the sample volume. Gradient fields with many values cause deterioration in the MR response signal data, which is known as aliasing, which leads to multiple image artifacts.

Nicht-lineare Gradienten bewirken geometrische Verzerrungen des Bildes.Non-linear gradients cause geometric distortions of the picture.

Die Magnetanordnung 11, die schematisch in Fig. 2 gezeigt ist, hat eine zentrale zylindrische Bohrung 11a, die ein statisches Magnetfeld B₀ erzeugt, das typisch in der axialen oder Z-Richtung eines kartesischen Koordinaten systems liegt. Ein Satz von Spulen 12, wie beispielsweise Spulen 12-1, 12-2, 12-3 in Fig. 1, empfängt elektrische Signale über Eingangsverbindungen 12a und liefert wenig stens ein Gradientenmagnetfeld in dem Volumen der Bohrung 11a. Weiterhin ist in der Bohrung 11a eine HF Spule 14 an geordnet, die HF Energie über wenigstens ein Eingangskabel 14a empfängt, um ein HF Magnetfeld b₁ typisch in der X-Y- Ebene zu liefern.The magnet arrangement 11 , which is shown schematically in Fig. 2, has a central cylindrical bore 11 a, which generates a static magnetic field B₀, which is typically in the axial or Z direction of a Cartesian coordinate system. A set of coils 12 , such as coils 12-1 , 12-2 , 12-3 in Fig. 1, receives electrical signals via input connections 12 a and provides at least a gradient magnetic field in the volume of the bore 11 a. Furthermore, an RF coil 14 is arranged in the bore 11 a, which receives RF energy via at least one input cable 14 a in order to typically deliver an RF magnetic field b 1 in the XY plane.

Fig. 3 ist ein Pulssequenzdiagramm von Hochfre quenz-(HF)-Pulsen und Magnetfeldgradienten, die in einem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung verwendet werden, das durch das MR-Bildgebungssystem gemäß den Fig. 1 und 2 ausgeführt werden kann. Die Pulssequenz 100 besteht aus einem nicht-selektiven Inversions-Hochfrequenz-(HF)-Puls 110, der im wesentlichen die gesamte Spinmagnetisierung in der Hochfrequenz-Anregungsspule des Bildgebungssystems in vertiert. In einem Ausführungsbeispiel der Erfindung wird der Inversions-HF-Puls 110 ohne das gleichzeitige Anlegen eines Magnetfeld-Gradientenpulses angelegt. Wenn es wün schenswert ist, das Inversionsvolumen zu begrenzen, kann ein Magnetfeld-Gradientenpuls gleichzeitig mit einem In versionspuls in einer Art und Weise angelegt werden, die allgemein bekannt ist. FIG. 3 is a pulse sequence diagram of high frequency (RF) pulses and magnetic field gradients used in a first embodiment of the invention that can be performed by the MR imaging system of FIGS. 1 and 2. The pulse sequence 100 consists of a non-selective inversion radio-frequency (RF) pulse 110 , which essentially inverts all of the spin magnetization in the radio-frequency excitation coil of the imaging system. In one embodiment of the invention, the inversion RF pulse 110 is applied without the simultaneous application of a magnetic field gradient pulse. If it is desirable to limit the inversion volume, a magnetic field gradient pulse can be applied simultaneously with an inversion pulse in a manner that is generally known.

Zu einer gewählten Zeit, nachdem der Inversions-HF- Puls 110 angelegt ist, wird eine erste Untersequenz 120a angelegt. Die Untersequenz 120a wird von einem Detektions- HF-Puls 130 gebildet, der in Gegenwart eines Scheiben-se lektiven Magnetfeld-Gradientenpulses 140 angelegt wird. Der Detektionspuls 130 nutiert die Spinmagnetisierung in einem gewählten Abschnitt von dem Subjekt. Die Größe der Nutation kann gewählt werden, indem die Dauer und Amplitude des Detektionspulses 130 gewählt werden. Eine maximale trans versale Magnetisierung wird am häufigsten mit einem Nutati onswinkel von 90° erhalten. Die Lage und Größe des gewähl ten Abschnittes können eingestellt werden durch eine ge eignete Selektion der Frequenz und Bandbreite des HF Pulses 130 und der Amplitude des Scheiben-selektiven Magnetfeld- Gradientenpulses 140. In dem beschriebenen Ausführungsbei spiel der Erfindung hat der gewählte Abschnitt eine planare Geometrie von gewählter Dicke. In alternativen Ausführungs beispielen kann eine nicht-planare Geometrie, wie bei spielsweise ein Zylinder, verwendet werden, wie es in der US-PS 5133357 mit der Bezeichnung "Quantitative Measurement of Blood Flow Using Cylindrically Localized Fourier Velo city Encoding", erteilt 28.7.1992, übertragen auf die vor liegende Anmelderin und durch die Bezugnahme in die vorlie gende Offenbarung aufgenommen, beschrieben ist.At a selected time after the inversion RF pulse 110 is applied, a first sub-sequence 120 a is applied. The sub-sequence 120 a is formed by a detection RF pulse 130 , which is applied in the presence of a disk-selective magnetic field gradient pulse 140 . The detection pulse 130 nutates the spin magnetization in a selected section from the subject. The size of the nutation can be selected by selecting the duration and amplitude of the detection pulse 130 . Maximum transverse magnetization is most often obtained with a nutation angle of 90 °. The position and size of the selected section can be adjusted by a suitable selection of the frequency and bandwidth of the RF pulse 130 and the amplitude of the disk-selective magnetic field gradient pulse 140 . In the described exemplary embodiment of the invention, the selected section has a planar geometry of a selected thickness. In alternative embodiments, a non-planar geometry, such as a cylinder, can be used, as described in US Pat. No. 5,133,357 entitled "Quantitative Measurement of Blood Flow Using Cylindrically Localized Fourier Velo city Encoding", July 28, 1992 , assigned to the present applicant and incorporated by reference into the present disclosure.

Nachdem der Detektion-HF-Puls 130 und der Scheiben selektive Magnetfeld-Gradientenpuls 140 angelegt sind, wird ein Scheibenrefokusierungs-Magnetfeldgradientenpuls ange legt. Der Scheibenrefokusierungs-Gradientenpuls 150 hat eine Amplitude und Dauer, die so gewählt sind, daß die ge samte transversale Spinmagnetisierung in dem gewählten Ab schnitt des Subjektes im wesentlichen gleichphasig ist nach der Anlegung des Scheibenrefokusierungs-Gradientenpulses 140. In dem beschriebenen Ausführungsbeispiel beträgt das Produkt der Amplitude und Dauer des Scheibenrefokusierungs- Gradientenpulses 150 im wesentlichen die Hälfte des negati ven Produktes von der Amplitude und Dauer des Scheiben-se lektiven Gradientenpulses 140, wie es allgemein bekannt ist.After the detection RF pulse 130 and the slice selective magnetic field gradient pulse 140 are applied, a slice refocusing magnetic field gradient pulse is applied. The disk refocusing gradient pulse 150 has an amplitude and duration which are selected such that the entire transverse spin magnetization in the selected section of the subject is essentially in phase after the application of the disk refocusing gradient pulse 140 . In the described embodiment, the product of the amplitude and duration of the slice refocusing gradient pulse 150 is essentially half of the negative product of the amplitude and duration of the slice-selective gradient pulse 140 , as is generally known.

Nachdem der Detektions-HF-Puls 130 und der Schei ben-selektive Gradientenpuls 140 angelegt worden sind, wird ein Phasenkodierungs-Magnetfeld-Gradientenpuls 160 mit ei ner gewählten Amplitude angelegt. Der Phasenkodierungs-Gra dientenpuls 160 wird in einer Richtung angelegt, die im we sentlichen orthogonal zu dem Scheiben-selektiven Gradientenpuls 140 ist, und kann gleichzeitig mit dem Scheibenrefokusierungspuls 150 angelegt werden, wenn dies erwünscht ist. Der Klarheit halber sind der Phasenkodie rungspuls 160 und der Scheibenrefokusierungspuls 150 in Fi gur 3 nicht als gleichzeitig gezeigt, es ist aber möglich, beide gleichzeitig anzulegen.After the detection RF pulse 130 and the slice selective gradient pulse 140 are applied, a phase encoding magnetic field gradient pulse 160 is applied with a selected amplitude. The phase encoding gradient pulse 160 is applied in a direction substantially orthogonal to the slice selective gradient pulse 140 and may be applied concurrently with the slice refocusing pulse 150 if desired. For the sake of clarity, the phase encoding pulse 160 and the slice refocusing pulse 150 are not shown as simultaneous in FIG. 3 , but it is possible to apply both at the same time.

Nachdem der Detektions-HF-Puls 130 und der Schei ben-selektive Gradientenpuls 140 angelegt worden sind, wird ein Auslesedephasierungs-Magnetfeld-Gradientenpuls 170 mit einer gewählten Amplitude angelegt. Der Auslesedephasie rungs-Gradientenpuls 170 wird in einer Richtung angelegt, die im wesentlichen orthogonal sowohl zu dem Scheiben-se lektive Gradientenpuls 140 als auch dem Phasenkodierungs puls 160 ist. Der Auslesedephasierungspuls 170 kann gleich zeitig mit entweder dem Scheibenrefokusierungspuls 150 oder dem Phasenkodierungspuls 160 angelegt werden, wenn dies er wünscht ist. Der Auslesedephasierungs-Puls 170 bewirkt eine transversale Magnetisierung an unterschiedlichen Stellen entlang der Richtung des Auslesedephasierungs-Magnetfeld gradienten, um Phasenverschiebungen zu erhalten, die pro portional zur Position in der Ausleserichtung sind.After the detection RF pulse 130 and the disk selective gradient pulse 140 have been applied, a readout dephasing magnetic field gradient pulse 170 is applied with a selected amplitude. The readout dephasing gradient pulse 170 is applied in a direction that is substantially orthogonal to both the slice selective gradient pulse 140 and the phase encoding pulse 160 . The read dephasing pulse 170 can be applied simultaneously with either the slice refocusing pulse 150 or the phase encoding pulse 160 , if so desired. The read dephasing pulse 170 effects transverse magnetization at different points along the direction of the read dephasing magnetic field gradient in order to obtain phase shifts that are proportional to the position in the read direction.

Nach dem Anlegen des Scheibenrefokusierungspulses 150, des Phasenkodierungspulses 160 und des Auslesedepha sierungs-Pulses 170 wird ein Auslese-Magnetfeld-Gradienten puls 180 angelegt. Der Auslesepuls 180 wird in der gleichen Richtung angelegt, wie der Auslese-Dephasierungspuls 170, aber ihm ist die entgegengesetzte Polarität gegeben. Die Amplitude und die Dauer des Auslesepulses 180 sind so ge wählt, daß im wesentlichen die gesamte transversale Spinma gnetisierung eine identische Phasenverschiebung an gewähl ten Punkten während des Auslesepulses 180 hat. After the disk refocusing pulse 150 , the phase coding pulse 160 and the readout dephasing pulse 170 have been applied , a readout magnetic field gradient pulse 180 is applied. Readout pulse 180 is applied in the same direction as readout dephasing pulse 170 , but is given the opposite polarity. The amplitude and the duration of the readout pulse 180 are so selected that essentially the entire transverse spin magnetization has an identical phase shift at selected points during the readout pulse 180 .

Im wesentlichen gleichzeitig mit dem Auslesepuls 180 wird ein Datengewinnungssignalpuls 190 zu einem Daten gewinnungs-Untersystem gesendet, das Teil des Bildgebungs systems ist. MR Signale werden während des Datengewinnungspulses 190 digitalisiert. Da die MR Signale, die von der transversale Spinmagnetisierung innerhalb des gewählten Abschnittes des Subjektes kommen, während des Auslese-Magnetfeldgradienten 180 gewonnen werden, hat jedes detektierte MR Signal eine Frequenz, die proportional zu der Lage der Position der transversale Spinmagnetisierung ist, die das Signal erzeugte. Die Lage von jeder Signal quelle kann ermittelt werden, indem eine Fourier-Transfor mation auf die gewonnenen Signaldaten in bekannter Weise ausgeübt wird.Essentially simultaneously with the readout pulse 180 , a data acquisition signal pulse 190 is sent to a data acquisition subsystem that is part of the imaging system. MR signals are digitized during the data acquisition pulse 190 . Since the MR signals coming from the transverse spin magnetization within the selected portion of the subject are obtained during the readout magnetic field gradient 180 , each MR signal detected has a frequency that is proportional to the position of the position of the transverse spin magnetization that the signal generated. The location of each signal source can be determined by performing a Fourier transformation on the signal data obtained in a known manner.

Zu einem gewählten Zeitintervall nach dem Anlegen der Untersequenz 120a wird eine zweite Untersequenz 120b angelegt. Die Untersequenz 120b ist im wesentlichen gleich zu der Untersequenz 120a. Daten, die als Antwort auf die Untersequenz 120b gewonnen wurden, werden jedoch in ihrer eigenen Lage gespeichert. Der Untersequenz 120b folgt nach einem gewählten Zeitintervall eine dritte Untersequenz 120c usw., bis eine Anzahl N Untersequenzen angelegt worden ist. In dem in Fig. 3 dargestellten Ausführungsbeispiel der Er findung ist das Intervall zwischen allen Untersequenzen gleich. In alternativen Ausführungsbeispielen können die Intervalle durch den Operator willkürlich gewählt werden.At a selected time interval after the sub-sequence 120 a has been created, a second sub-sequence 120 b is created. The sub-sequence 120 b is essentially the same as the sub-sequence 120 a. However, data obtained in response to sub-sequence 120 b is stored in its own location. After a selected time interval, the sub-sequence 120 b is followed by a third sub-sequence 120 c etc. until a number N sub-sequences have been created. In the embodiment of the invention shown in FIG. 3, the interval between all sub-sequences is the same. In alternative embodiments, the intervals can be chosen arbitrarily by the operator.

Die Pulssequenz 100 wird eine Anzahl Y mal wieder holt. In jeder Wiederholung der Pulssequenz 100 ist dem Phasenkodierungspuls 160 eine unterschiedliche Amplitude gegeben. Für jede Wiederholung der Pulssequenz 100 ist je doch die Amplitude des Phasenkodierungspulses 160 für jede Untersequenz 120a-120N gleich. Der Phasenkodierungspuls 160 bewirkt Phasenverschiebungen in den detektierten MR Si gnalen, die proportional zu der Position der transversale Spinmagnetisierung entlang der Richtung des Phasenkodie rungs-Magnetfeldgradienten 160 sind. Daten, die als Antwort auf unterschiedliche Amplituden des Phasenkodierungsgradi enten 160 gewonnen wurden, können einer Fourier-Transforma tion unterworfen werden, um die Position (in der Richtung des Phasenkodierungsgradienten 160) des Signals, das die transversale Spinmagnetisierung erzeugt, in bekannter Weise zu ergeben.The pulse sequence 100 is repeated a number of Y times. The phase encoding pulse 160 is given a different amplitude in each repetition of the pulse sequence 100 . For each repetition of the pulse sequence 100 , however, the amplitude of the phase encoding pulse 160 is the same for each sub-sequence 120 a- 120 N. The phase encoding pulse 160 causes phase shifts in the detected MR signals that are proportional to the position of the transverse spin magnetization along the direction of the phase encoding magnetic field gradient 160 . Data obtained in response to different amplitudes of the phase encoding gradient 160 can be Fourier transformed to give the position (in the direction of the phase encoding gradient 160 ) of the signal that produces the transverse spin magnetization in a known manner.

Sobald Daten als Antwort auf Y Wiederholungen von N Untersequenzen gesammelt worden sind, kann eine Gesamtzahl N Magnetresonanzbildern konstruiert werden. Diese N Bilder haben Pixel, deren Intensitäten als eine Funktion des Zei tintervalls t zwischen dem Inversions-HF-Puls 110 und dem Detektions-HF-Puls 130 von jeder entsprechenden Unterse quenz variieren. Die Signalintensität I für ein Pixel mit einer einzigen Erholungs- beziehungsweise Recoverygeschwin digkeit T₁ kann beschrieben werden durch die Gleichung:Once data has been collected in response to Y repetitions of N sub-sequences, a total of N magnetic resonance images can be constructed. These N images have pixels whose intensities vary as a function of the time interval t between the inversion RF pulse 110 and the detection RF pulse 130 from each corresponding sub-sequence. The signal intensity I for a pixel with a single recovery or recovery speed T 1 can be described by the equation:

I = A + B*exp(-t/T₁) [1]I = A + B * exp (-t / T₁) [1]

wobei A und B Konstante sind. T₁, A und B von jedem gewünschten Pixel oder einer Sammlung von Pixeln können er mittelt werden, indem Gleichung 1 an die Intensitäten des Pixels angepaßt wird, das in jedem der Untersequenzen er halten wird. Dies kann unter Verwendung eines nicht-li nearen Optimierungsverfahrens kleinster Quadrate getan wer den, wie beispielsweise dasjenige, das in "Numerical Reci pes in FORTRAN" von W. H. Press, S. A. Teukolsky, W. T. Vet tering und B. P. Flannery, Seiten 678-683, beschrieben ist.where A and B are constant. T₁, A and B of each desired pixels or a collection of pixels be averaged by equation 1 to the intensities of the Pixels is matched in each of the sub-sequences will hold. This can be done using a non-li least squares optimization process such as the one described in "Numerical Reci pes in FORTRAN "by W. H. Press, S. A. Teukolsky, W. T. Vet tering and B. P. Flannery, pages 678-683 is.

Es sei darauf hingewiesen, daß für Abschnitte des Subjektes, die relativ stationär sind, der Detektions-HF- Puls 130 schnell nach dem Inversions-HF-Puls 110 angelegt wird. Dies bewirkt, daß die Intensität des detektierten MR Signals für stationäres Gewebe komplizierte Charakteristi ken hat, die eine genaue Analyse von T₁ verhindern. Blut, das in den Artherien und Venen des Objektes enthalten ist, ist jedoch in Bewegung und wenn es durch den Detektionsbe reich strömt, ist es nur dem nicht-selektiven Inversions- HF-Puls 110 und einem einzelnen Detektions-HF-Puls 130 aus gesetzt. Damit dies geschieht, muß das Blut sich mit einer Geschwindigkeit V bewegen, die größer als D/T ist, wobei D die Dicke des Detektionsbereiches und T das Zeitintervall zwischen Detektionspulsen ist.It should be noted that for portions of the subject that are relatively stationary, the detection RF pulse 130 is quickly applied after the inversion RF pulse 110 . This causes the intensity of the detected MR signal for stationary tissue has complicated characteristics that prevent an accurate analysis of T 1. Blood contained in the arteries and veins of the object is in motion, however, and when it flows richly through the detection area, it is only exposed to the non-selective inversion RF pulse 110 and a single detection RF pulse 130 . For this to happen, the blood must move at a speed V greater than D / T, where D is the thickness of the detection area and T is the time interval between detection pulses.

Fig. 4 stellt ein zweites Ausführungsbeispiel der Erfindung dar. Wie das oben in Verbindung mit Fig. 3 be schriebene Ausführungsbeispiel hat eine Pulssequenz 200 in Fig. 4 einen Inversions-HF-Puls 210, dem eine Anzahl von N Untersequenzen 220a-220N folgt. Jede Pulssequenz wird weiterhin von einem Detektions-HF-Puls 230, einem Scheiben selektiven Magnetfeld-Gradientenpulse 240, einem Scheiben refokusierungs-Magnetfeld-Gradientenpuls 250, einem Phasen kodierungs-Magnetfeld-Gradientenpuls 260, einem Auslesede phasierungs-Magnetfeld-Gradientenpuls 270, einem Auslese- Magnetfeld-Gradientenpuls 280 und einem Datengewinnungssi gnalpuls 290 gebildet. Fig. 4 shows a second embodiment of the invention. Like the embodiment described above in connection with Fig. 3 be a pulse sequence 200 in Fig. 4 has an inversion RF pulse 210 to which a number of N sub-sequences 220 a - 220 N follows. Each pulse sequence is furthermore a detection RF pulse 230 , a slice selective magnetic field gradient pulse 240 , a slice refocusing magnetic field gradient pulse 250 , a phase encoding magnetic field gradient pulse 260 , a readout of the phasing magnetic field gradient pulse 270 , a readout - Magnetic field gradient pulse 280 and a data acquisition signal 290 formed.

Zusätzlich zu den HF- und Magnetfeld-Gradientenpul sen, die in dem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung zu finden sind, hat jede Untersequenz 220a-220N in dem zwei ten Ausführungsbeispiel auch einen zwei Keulen aufweisenden Strömungskodierungs-Magnetfeld-Gradientenpuls. Der Strö mungskodierungspuls besteht aus einer ersten Strömungsko dierungs-Magnetfeld-Gradientenpulskeule 255a und einer zweiten Strömungskodierungs-Magnetfeld-Gradientenpulskeule 255b. Das Produkt der Pulsdauer und Amplitude der zweiten Strömungskodierungs-Pulskeule 255b ist im wesentlichen gleich dem negativen Produkt der Pulsdauer und Amplitude der ersten Strömungskodierungs-Pulskeule 255a.In addition to the RF and magnetic field gradient pulses found in the first embodiment of the invention, each sub-sequence 220 a-220N in the second embodiment also has a two-lobe flow encoding magnetic field gradient pulse. The flow coding pulse consists of a first flow coding magnetic field gradient pulse lobe 255 a and a second flow coding magnetic field gradient pulse lobe 255 b. The product of the pulse duration and amplitude of the second flow coding pulse lobe 255 b is substantially equal to the negative product of the pulse duration and amplitude of the first flow coding pulse lobe 255 a.

Ein aufeinanderfolgendes Anlegen der ersten Strö mungskodierungs-Pulskeule 255a und der zweiten Strömungsko dierungs-Pulskeule 255b an die transversale Spinmagnetisie rung bewirkt eine Phasenverschiebung in der Magnetisierung, die proportional zu der Geschwindigkeitskomponente der Ma gnetisierung parallel zur Richtung des Strömungskodierungs- Magnetfeldgradienten ist. Diese Phasenverschiebung kann verwendet werden, um sich bewegende von stationärer trans versaler Spinmagnetisierung zu unterscheiden. Die Phase von jedem Abschnitt der transversalen Spinmagnetisierung wird jedoch Beiträge von anderen Quellen als der Geschwindigkeit haben. Diese Quellen können Sender-Offset, chemische Ver schiebungseffekte und Wirbelströme umfassen.A successive application of the first flow coding pulse lobe 255 a and the second flow coding pulse lobe 255 b to the transverse spin magnetization causes a phase shift in the magnetization that is proportional to the speed component of the magnetization parallel to the direction of the flow coding magnetic field gradient. This phase shift can be used to distinguish moving from stationary transverse spin magnetization. However, the phase of each section of transverse spin magnetization will have contributions from sources other than velocity. These sources can include transmitter offset, chemical shift effects, and eddy currents.

Um Beiträge von allen anderen Komponenten als der Geschwindigkeit zu beseitigen, wird die Pulssequenz 200 wiederholt und ein zweiter Datensatz wird gewonnen. Die HF- und Magnetfeld-Gradientenpulse der wiederholten Pulssequenz sind identisch zu denjenigen der ersten mit der Ausnahme der ersten Strömungskodierungs-Pulskeule 255a und der zwei ten Strömungskodierungs-Pulskeule 255b. An ihrer Stelle werden eine dritte Strömungskodierungs-Pulskeule 255c, ge folgt von einer vierten Strömungskodierungs-Pulskeule 255d angelegt. Die dritten und vierten Strömungskodierungs-Puls keulen 255c, 255d sind identisch zu den ersten beziehungs weise zweiten Strömungskodierungs-Pulskeulen 255a, 255b, außer daß sie entgegengesetzte Polarität haben. Phasenver schiebungen, die durch die dritten und vierten Strömungsko dierungs-Gradientenkeulen induziert sind, werden ebenfalls entgegengesetzte Polarität relativ zueinander haben. Wenn also die Phase von Daten, die als Antwort auf das erste An legen der Pulssequenz 200 gewonnen wurden, von der Phase der Daten subtrahiert wird, die als Antwort auf das wieder holte Anlegen der Pulssequenz 200 gewonnen wurden, sind Phasenbeiträge von allen nicht-Geschwindigkeit-Quellen im wesentlichen ausgeschaltet, wobei nur eine Phasenverschie bung übrigbleibt, die aus der Geschwindigkeit entsteht. Diese Phasenverschiebung ist direkt proportional zur Ge schwindigkeit und kann verwendet werden, um die Geschwin digkeit zu quantifizieren. Es sei darauf hingewiesen, daß MR-Bilder, die mit der Pulssequenz 200 generiert sind, Ge schwindigkeitsinformation, die als Phase kodiert ist, und T₁-Information haben, die als Größe beziehungsweise Ampli tude kodiert ist.To remove contributions from all components other than speed, the pulse sequence 200 is repeated and a second data set is obtained. The RF and magnetic field gradient pulses of the repeated pulse sequence are identical to those of the first with the exception of the first flow coding pulse lobe 255 a and the second flow coding pulse lobe 255 b. In their place, a third flow coding pulse lobe 255 c is followed by a fourth flow coding pulse lobe 255 d. The third and fourth flow coding pulse lobes 255 c, 255 d are identical to the first or second flow coding pulse lobes 255 a, 255 b, except that they have opposite polarity. Phase shifts induced by the third and fourth flow coding gradient lobes will also have opposite polarity relative to each other. Thus, if the phase of data set in response to the first on the pulse sequence obtained 200, is subtracted from the phase of the data obtained in response to the repeated application of pulse sequence 200, phase contributions of all non-speed -Sources essentially switched off, leaving only a phase shift that arises from the speed. This phase shift is directly proportional to the speed and can be used to quantify the speed. It should be noted that MR images generated with the pulse sequence 200 have Ge speed information, which is encoded as a phase, and T₁ information, which is encoded as a size or Ampli tude.

Die Erfindung kann verwendet werden, um die Nieren funktion in lebenden Systemen zu bewerten, wie es in Fig. 5 dargestellt ist. In Fig. 5 ist eine Niere 300, die in einem lebenden Subjekt vorhanden ist, mit artheriellem Blut 320 durchsetzt, das in eine Nierenartherie 300a strömt. Die Niere 300 entfernt Substanzen aus dem Blut und leitet venö ses Blut 330 zu dem Körper über eine Nierenvene 300b zu rück. Substanzen, die aus artheriellem Blut 320 entfernt worden sind, werden durch einen Harnleiter 300c zu der Blase als Urin geleitet. Die Erfindung kann dazu verwendet werden, die Wirksamkeit der Niere zu bewerten, indem die Konzentration an Substanzen innerhalb des Blutstroms des Subjektes gemessen wird, bevor dieser Eintritt und nachdem er die Niere verläßt, wobei es sich um Blut vor dem Filtern und nach dem Filtern handelt. Dies geschieht auf einfache Weise durch Selektion von einem geeigneten Scheiben-selek tive Magnetfeldgradienten 140 und einem Detektions-HF-Puls 130 in Fig. 3, um eine Bildebene 310 zu bilden. Auf Wunsch kann die Erfindung mit zahlreichen Bildebenen ausgeführt werden, um gleichzeitig diagnostische Information von mehr als eine einzigen Stelle zu erhalten. Dies kann insbeson dere nützlich sein, indem unabhängige Bewertungen der Nie renfunktion von zwei Nieren gemacht werden.The invention can be used to evaluate kidney function in living systems, as shown in FIG. 5. In Fig. 5 is a kidney 300, which is present in a living subject, interspersed with artheriellem blood 320 flowing in a Nierenartherie 300 a. The kidney 300 removes substances from the blood and returns venous blood 330 to the body via a renal vein 300 b. Substances that have been removed from artherial blood 320 are passed through a ureter 300 c to the bladder as urine. The invention can be used to evaluate the effectiveness of the kidney by measuring the concentration of substances within the subject's bloodstream before and after it enters and leaves the kidney, which is blood before and after filtering . This is done in a simple manner by selection of a suitable disk-selective magnetic field gradient 140 and a detection RF pulse 130 in FIG. 3 in order to form an image plane 310 . If desired, the invention can be implemented with numerous image planes in order to simultaneously receive diagnostic information from more than one location. This can be particularly useful by making independent assessments of kidney function from two kidneys.

Um die Nierenfunktion zu bewerten, müssen sowohl die Filterungs-Wirksamkeit der Niere als auch die Blutströ mung durch die Niere ermittelt werden. Die Filtrations- Fraktion FF kann mit der Erfindung ermittelt werden, indem ein Kontrastmittel für die longitudinale Spinrelaxation in den Blutstrom des Subjektes eingeführt wird. Die Filtra tion-Fraktion kann ausgedrückt werden als:To evaluate kidney function, both the filtering effectiveness of the kidney as well as the blood flows determination by the kidney. The filtration Fraction FF can be determined with the invention by a contrast medium for longitudinal spin relaxation in the subject's blood flow is introduced. The Filtra tion fraction can be expressed as:

wobei C_a die Konzentration des T₁-Relaxations-Kon trastmittels in dem in die Niere eintretenden artheriellen Blut ist und C_v die Konzentration des Relaxation-Kontrast mittels in dem venösen Blut ist, wenn es die Niere verläßt.where C _{a is} the concentration of the T 1 relaxation contrast agent in the arterial blood entering the kidney and C _{v is} the concentration of the relaxation contrast agent in the venous blood when it leaves the kidney.

Gadolinium-Diäthylen-Triamin-Pentaacetic-Säure (Gd- DTPA) ist ein üblicherweise verwendetes Relaxations-Kon trastmittel, das primär durch glomerulare Filtration in den Nieren ausgeschieden wird. Gd-DTPA und andere T₁ Relaxati ons-Kontrastmittel verkürzen das gemessene T₁ von Blut um einen Betrag, der im wesentlichen umgekehrt proportional zu der Konzentration des T₁-Relaxations-Kontrastmittels ist, wie es in Fig. 6 dargestellt ist. In Fig. 6 ist das T₁ von Blut bei Fehlen von irgendeinem T₁-Relaxations-Kon trastmittel (d. h. Konzentration = 0) als T_1B bezeichnet. Bei einer Konzentration C verkleinert das T₁-Relaxations- Kontrastmittel den T₁ Wert von Blut auf T_1C. Blut mit einer Referenz-Konzentration des T₁ -Relaxations-Kontrastmittels R wird eine Relaxationszeit von T_1R haben. Die beobachtete Relaxationszeit von Blut T₁ (beobachtet) für eine gegebene Konzentration C des T₁-Relaxations-Kontrastmittels kann ausgedrückt werden als:Gadolinium diethylene triamine pentaacetic acid (Gd-DTPA) is a commonly used relaxation contrast agent that is excreted primarily by glomerular filtration in the kidneys. Gd-DTPA and other T 1 relaxation contrast agents shorten the measured T 1 of blood by an amount that is substantially inversely proportional to the concentration of the T 1 relaxation contrast agent, as shown in FIG . In Fig. 6 the T₁ of blood in the absence of any T₁-Relax-Kon contrast medium (ie concentration = 0) is referred to as T _1B . At a concentration C, the T ₁ relaxation contrast medium reduces the T 1 value of blood to T _1C . Blood with a reference concentration of the T 1 relaxation contrast agent R will have a relaxation time of T _1R . The observed relaxation time of blood T 1 (observed) for a given concentration C of the T 1 relaxation contrast agent can be expressed as:

Diese Gleichung kann umgeschrieben werden und lau tet dann:This equation can be rewritten and lukewarm then:

Gleichung (4) kann mit Gleichung (2) verknüpft wer den, wenn C_A aus dem beobachteten T₁ des artheriellen Blu tes abgeleitet ist und C_V aus dem beobachteten T₁ des venö sen Blutes abgeleitet ist. Equation (4) can be linked to equation (2) who if C _A is derived from the observed T 1 of the arterial blood and C _{V is} derived from the observed T 1 of the venous blood.

Der entstehende Ausdruck für die Filtrations- Fraktion wird:The resulting expression for the filtration Faction will:

wobei T_1V das beobachtete T₁ von venösem Nierenblut ist und T_1A das beobachtete T₁ von artheriellem Nierenblut ist.where T _{1V is} the observed T₁ of venous kidney blood and T _{1A is} the observed T₁ of artherial kidney blood.

Die Genauigkeit der Messung der Filtrations-Frak tion hängt von der Genauigkeit der T₁-Messung und von der Größe des Unterschiedes zwischen T_1A und T_1B ab. Höhere Konzentrationen des T₁-Relaxations-Kontrastmittels in dem artheriellen Blut wird eine größere Verkleinerung in dem T₁ von Blut haben, wodurch der Nenner von Gleichung (5) ver größert wird. Diese Wirkung zeigt sich als eine Vergröße rung in dem dynamischen Bereich von FF, wie es in Fig. 7 dargestellt ist.The accuracy of the measurement of the filtration fraction depends on the accuracy of the T₁ measurement and the size of the difference between T _1A and T _1B . Higher concentrations of the T 1 relaxation contrast agent in the artherial blood will have a larger reduction in the T 1 of blood, thereby increasing the denominator of equation (5). This effect shows up as a magnification in the dynamic range of FF as shown in FIG. 7.

Fig. 7 stellt die Beziehung zwischen T_1A und T_1V für Filtrations-Fraktionen von 0,0, 0,1, 0,2 und 0,3 dar. Es sei darauf hingewiesen, daß, wenn die Filtrations-Frak tion Null ist, das T₁ von Blut, das in die Niere strömt, identisch mit dem T₁ von Blut ist, das die Niere verläßt, da kein T₁-Relaxation-Kontrastmittel entfernt wurde. Für höhere Werte der Filtrations-Fraktion ist die Konzentration des T₁-Relaxation-Kontrastmittels in dem venösen Nierenblut kleiner als diejenige, die in dem artheriellen Blut gefun den wird. Infolgedessen ist das T₁ von venösem Blut länger. Fig. 7 shows the relationship between T _1A and T _1V for filtration fractions of 0.0, 0.1, 0.2 and 0.3. It should be noted that if the filtration fraction is zero, the T₁ of blood flowing into the kidney is identical to the T₁ of blood leaving the kidney since no T₁ relaxation contrast agent has been removed. For higher values of the filtration fraction, the concentration of the T 1 relaxation contrast agent in the venous kidney blood is less than that found in the artherial blood. As a result, the T₁ of venous blood is longer.

Sobald die Filtrations-Fraktion gemessen worden ist, kann die glomerulare Filtrationsrate, Rate_GF, aus dem
Ausdruck ermittelt werden:Once the filtration fraction has been measured, the glomerular filtration rate, Rate _GF , can be determined from the
Expression can be determined:

Rate_GF = FF _* Strömung_RB _* (1-Hct) [6]Rate _GF = FF _* flow _RB _* (1-Hct) [6]

wobei Strömung_RB die Nierenblutströmung ist, und Hct der Haematokrit oder Bruchteil des Blutes ist, der von roten Blutzellen gebildet wird.where flow _{RB is} the renal blood flow and Hct is the hematocrit or fraction of the blood formed by red blood cells.

Fig. 8 zeigt ein anderes Ausführungsbeispiel der Erfindung, in dem ein hochauflösendes Magnetresonanz (MR) System verwendet ist, um MR Spektren zu erhalten. Hier wird eine Probenlösung durch einen Magneten 610 über ein Verbin dungsrohr 630 geleitet. Eine Pumpeinrichtung 620 wird dazu verwendet, die Probenlösung durch die Detektionsebene zu bewegen, die durch den Scheiben-selektiven Magnetfeld-Gra dientenpuls 140 und den Detektions-HF-Puls 130 (Fig. 3) hervorgerufen wird. Der Phasenkodierungs-Gradientenpuls 160, der Auslesedephasierungs-Gradientenpuls 170 und der Auslesegradientenpuls 180 (Fig. 3) können weggelassen wer den, um die Detektion eines MR Spektrums anstatt eines MR Bildes zu gestatten. Alternativ können andere Pulssequenzen verwendet werden, die in der Technik der MR Spektroskopie bekannt sind, falls dies gewünscht wird. Fig. 8 shows another embodiment of the invention in which a high-resolution magnetic resonance (MR) system is used to obtain MR spectra. Here, a sample solution is passed through a magnet 610 through a connecting pipe 630 . A pump device 620 is used to move the sample solution through the detection plane caused by the disk-selective magnetic field gradient pulse 140 and the detection RF pulse 130 ( FIG. 3). The phase encoding gradient pulse 160 , the read dephasing gradient pulse 170 and the read gradient pulse 180 ( FIG. 3) can be omitted to allow the detection of an MR spectrum instead of an MR image. Alternatively, other pulse sequences known in the art of MR spectroscopy can be used if desired.

Fig. 9 ist eine grafische Darstellung von einer T₁-Erho lungs- bzw. Recoverykurve von einer Signalintensität, die in der Nierenartherie von einem gesunden Menschen vor der Injektion von einem T₁-Relaxations-Kontrastmittel gemessen ist. Fig. 10 ist eine grafische Darstellung von einer T₁ Recoverykurve von einer Signalintensität, die in der Nie renartherie nach der Injektion von einem T₁-Relaxations- Kontrastmittel (Gd-DTPA) gemessen ist. Fig. 11 ist eine gradische Darstellung von einer T₁-Recovery-Kurve einer Si gnalintensität, die in der Nierenvene nach der Injektion des T₁-Relaxations-Kontrastmittels gemessen ist. Das T₁ von Blut vor der Injektion des T₁-Relaxations-Kontrastmittels wurde mit 1229 ins gemessen. Nach der Injektion wurde das T₁ von artheriellem Blut mit 568 ms gefunden, während das T₁ von venösem Blut mit 823 ms gefunden wurde. Diese Relaxati onszeiten wurden in Gleichung (5) eingetragen, um eine Fil trations-Fraktion von 0,26 zu erhalten. Diese Filtrations- Fraktion liegt gut innerhalb des erwarteten Wertes für ein gesundes Individuum. Fig. 9 is a graphical representation of a T 1 recovery curve of a signal intensity measured in the renal artery of a healthy human prior to injection of a T 1 relaxation contrast agent. Fig. 10 is a graphical representation of a T 1 recovery curve from a signal intensity measured in the renal renaissance after the injection of a T 1 relaxation contrast agent (Gd-DTPA). Fig. 11 is a gradual representation of a T₁ recovery curve of a signal intensity measured in the renal vein after the injection of the T₁ relaxation contrast agent. The T₁ of blood before the injection of the T₁ relaxation contrast medium was measured at 1229 ins. After the injection, the T₁ of artherial blood was found at 568 ms, while the T₁ of venous blood was found at 823 ms. These relaxation times were entered in equation (5) in order to obtain a filtration fraction of 0.26. This filtration fraction is well within the expected value for a healthy individual.

Claims

1. A method for measuring the spin-lattice relaxation time T 1 in a subject, include the steps:

a) arranging the subject in a magnetic field to generate longitudinal spin magnetization of nuclear spins within the subject,
b) applying a spatially non-selective high frequency (HF) pulse to invert the longitudinal magnetization of the nuclear spins,
c) applying a spatially selective RF pulse with a predetermined frequency range for converting longitudinal magnetization into transverse spin magnetization of a selected ensemble of nuclear spins from a spatial range which is defined by the frequency range,
d) detecting at a time n of magnetic resonance signals which are generated by the transverse spin magnetization of the selected ensemble of nuclear spins,
e) repeating steps c to d for a number N of repetitions for detecting N MR response signals, each of which is detected at a different time n after the application of the spatially non-selective RF pulse for coding in a time dimension,
f) choosing a subset of the ensemble of nuclear spins and
g) determining the spin-lattice relaxation time T 1 for the selected subset of the ensemble of nuclear spins, the spin relaxation times being an exponential recovery or recovery speed of the MR response signal of the selected subset as a function of time.

2. A method for measuring the spin-lattice relaxation time T 1 of nuclear spins in a subject, comprising the steps:

a) placing the subject in a magnetic field to generate longitudinal spin magnetization of the nuclear spins,
b) applying a spatially non-selective high frequency (HF) pulse for inverting the longitudinal magnetization of the nuclear spins,
c) applying a spatially selective RF pulse with a predetermined frequency range for converting longitudinal magnetization into transverse spin magnetization in a selected ensemble of nuclear spins from a spatial range which is defined by the frequency range,
d) applying a phase encoding magnetic field gradient pulse with an amplitude h for inducing a phase evolution in the nuclear spins, which is dependent on the position of the nuclear spins in a phase encoding direction,
e) applying a readout dephasing magnetic field gradient pulse to induce a phase evolution in the nuclear spins, which depends on the position of the nuclear spins in a readout direction, essentially orthogonal to the phase coding direction,
f) applying a readout magnetic field gradient pulse during the detection of the magnetic resonance (MR) response signals for inducing a phase evolution in the nuclear spins, which is dependent on the position of the nuclear spins in the readout direction,
g) detecting at a time n and for a phase encoding amplitude a of an MR response signal with inherent phase shifts, which is induced by the phase evolutions of the selected ensemble of nuclear spins,
h) repeating steps c to e for a number of N repetitions for detecting N MR response signals, each at a different time n after application of the spatially non-selective RF pulse for a phase coding amplitude a for coding in a time dimension are detected,
i) repeating steps b to h for a number of P different phase coding gradient amplitudes a for coding the detected MR response signal in a phase coding direction,
j) choosing a subset of the ensemble of nuclear spins that is a spatial sub-area that has dimensions in the phase encoding direction and the readout direction, and
k) determining the spin-lattice relaxation time T 1 for the selected subset of the ensemble of nuclear spins by calculating changes over time in sections of the MR response signal relating to the selected subset.

3. The method of claim 2, wherein a plurality of spatial MR Images are formed from the MR response signals where for the nth MR image from the MR response signals is detected, which are detected at time n.

4. The method of claim 2, further comprising Step of applying a spatially selective RF pulse ses the step provided that a two clubs speed coding magnet having field gra pulse is applied to induce a phase shift in the detected magnetic resonance signal len, which is proportional to a speed of the ge chose ensembles of spins in a flow code direction is that of the phase encoding and Reading directions is independent.

5. The method of claim 4, wherein a plurality of MR images, the a spatial distribution of the speed of the ge chose ensembles to specify spins from the MR-Ant word signals are formed, the nth MR image is formed from the MR response signals currently n are detected.

6. A method for measuring kidney function in a living subject, comprising the steps of:

a) obtaining a longitudinal spin relaxation time from the subject's blood without any addition of T _1B contrast agents,
b) injecting a contrast agent for the longitudinal spin relaxation time into the blood of the subject, which shortens the longitudinal spin relaxation time of the blood,
c) measuring the longitudinal spin relaxation time of pre-filtered blood T _1A , the pre-filtered blood being blood on its way into the kidney, using magnetic resonance (MR) techniques after the injection of the contrast medium,
d) Measuring the longitudinal spin relaxation time T _1V of blood after filtering, the blood being on its way out of the kidney, using magnetic resonance (MR) techniques after injecting the contrast medium and
e) Calculate a filtration fraction FF from T _1A , T _1B and T _1V , which indicates the fraction of the contrast medium filtered from the subject's blood.

7. The method for measuring kidney function according to claim 6, further comprising the steps of:

a) obtaining a hematocrit Hct of the blood of the subject,
b) measuring the blood flow flow _RB through the kidney of the subject and
c) Calculate the glomerular filtration rate from the calculated filtration fraction and the blood flow through the kidney of the subject.

8. The method of claim 1, wherein the filtration fraction tion FF is determined according to:

9. The method of claim 1, wherein the glomerular Filtration Rate Rate _{GL is} calculated from the filtration fraction FF, the renal blood flow flow _RB and the hematocrit Hct according to: Rate _GF = FF x flow _RB x (1-Hct).