DE4432575A1

DE4432575A1 - Bildgebende Kernspinresonanz-Vorrichtung

Info

Publication number: DE4432575A1
Application number: DE4432575A
Authority: DE
Inventors: Shigehide Kuhara; Shoichi Kanayama
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1993-09-14
Filing date: 1994-09-13
Publication date: 1995-03-16
Anticipated expiration: 2014-09-14
Also published as: US5869964A; US5603319A; DE4432575C2

Description

Die Erfindung betrifft eine bildgebende Kernspinresonanz- bzw. MR-Vorrichtung (Vor richtung zur Bilderzeugung auf der Grundlage magnetischer Kernresonanz). Bei derartigen Vorrichtungen wird eine spezifische Kerndichteverteilung jedes Gewebes in einem biologi schen Körper von außerhalb des biologischen Körpers her nicht-invasiv gemessen, wozu das Phänomen der magnetischen Kernresonanz ausgenutzt wird.

In jüngerer Zeit wurden in großem Umfang bildgebende Kernspinresonanz-Vorrichtungen für medizinische Diagnosezwecke eingesetzt.

Bei der bildgebenden Kernspin- oder magnetischen Resonanz werden chemisch und physi kalisch makroskopische Daten bezüglich eines Moleküls durch Ausnutzung des Umstandes erhalten, daß ein Atomkern eine Energie eines Radiofrequenzfeldes durch Resonanz ab sorbiert, wenn ein Eigenspin (Eigen-Drehimpuls) und die dazugehörige Gruppe jedes mag netischen Moments in ein gleichförmiges statisches Magnetfeld eingebracht werden, dessen Stärke H_o beträgt. Der Kern präzediert in einer Ebene senkrecht zur Richtung des sta tischen Magnetfelds mit einer Winkelfrequenz ω_o gemäß der nachstehend angegebenen Larmor-Gleichung, welche die Resonanzbedingung anhand der Beziehung der Winkelfre quenz ω_o, eines gyromagnetischen Faktors γ, der typisch für einen speziellen Atomkern ist, und der Stärke des statischen Magnetfelds H_o definiert.

ω_o = γ·H_o

Es gibt Verfahren zum Abbilden einer räumlichen Verteilung eines spezifischen Atomkerns (zum Beispiel eines Wasserstoffkerns in Wasser und Fett) innerhalb eines biologischen Körpers unter Ausnutzung des Phänomens der magnetischen Resonanz, beispielsweise ein Projektions-Rekonstruktionsverfahren nach Lauterbur, ein Fourier-Verfahren nach Kumar, Welti und Ernst et al., ein Spinwarp-Verfahren, welches eine Modifizierung der oben er wähnten Verfahren ist, nach Hutchinson et al.

Andererseits gibt es Verfahren zum Abbilden eines Fluids (z. B. Blut), welches durch den biologischen Körper strömt. So steht ein wohl bekanntes Verfahren zur Verfügung, welches einen Strömungskodierimpuls ausnutzt (Phasenkontrast-Methode nach Moran), ein Flugzeitverfahren, welches das Einströmen eines nicht-gesättigten Fluids in eine Ab bildungszone ausnutzt, und so weiter.

In jüngerer Zeit wurde ein Verfahren bekannt, bei dem eine mit einer Aktivierung des Ge hirns einhergehende Zunahme lokalen Frischbluts abgebildet wird. Wenngleich das Frischblut viel Hämoglobinoxid enthält, bei dem es sich um eine diamagnetische Substanz handelt, gibt es in einer Vene konstant viel Desoxihämoglobin, so daß die lokale Homoge nität des magnetischen Feldes abnimmt. Wird die Frischblutmenge einhergehend mit der Aktivierung des Gehirns gesteigert, erhöht sich die Dichte von Hämoglobinoxid, wobei sich die lokale Homogenität des Magnetfeldes verbessert. Eine dadurch hervorgerufene Änderung läßt sich erfassen, indem man ein Bild ermittelt, bei dem T₂* (T₂ Sternchen) durch ein bildgebendes Verfahren betont wird, welches sensibel ist für die Änderung der Magnetfeld-Homogenität, und wobei die Echozeit unter Ausnutzung eines Gradienten-Ma gnetfeld-Echoverfahrens verlängert wird, zum Beispiel eines Feldechoverfahrens für ein langes TE oder ein EPI des FID-Typs (Echo-Planar-Bildgebung), so daß ein aktivierter Bereich als heller Bereich erhalten wird.

Durch diese Gehirnfunktions-Abbildungsverfahren ist eine Aktivierungs-Abbildung möglich für eine durch eine optische Stimulanz verursachte Sichtantwort sowie eine durch Finger bewegung verursachte Bewegung. Wenn man zum Beispiel weiß, welcher Teil des Gehirns durch die Fingerbewegung aktiviert wird, läßt sich eine die Fingerbewegung steuernde Ge hirnzelle spezifizieren.

Allerdings wurde in jüngerer Zeit von dem Problem berichtet, daß ein anderer Bereich als die Hirnrinde als heller Bereich erfaßt wurde. Dies deshalb, weil das hochdichtes Hämo globinoxid enthaltende Blut, welches durch die Hirnrinden-Aktivierung verursacht wird, in eine in gewissem Umfang größer bemessene Vene strömt, die im Abstrombereich existiert, wodurch die Magnetfeld-Inhomogenität verursacht wird. Hierdurch wird es schwierig, eine aktivierte Zelle festzustellen.

Um das obige Problem zu vermeiden, wird vorgeschlagen, daß eine Diffusion der Magne tisierung beobachtet wird, statt daß eine Änderung von T₂* erfaßt wird, bei welchem Wert es sich um eine Querrelaxationszeit handelt, die von der magnetischen Inhomogenität be einflußt ist. Allerdings ist die Änderung so geringfügig, daß der Rauschabstand nicht aus reichend gut ist. Man kann also kein hochqualitatives Bild erhalten.

Ein weiterer Grund dafür, daß die Vene hell erscheint, besteht darin, daß auf das Aktivie ren des Gehirns hin der Strömungsdurchsatz der Vene um einige 10% geändert wird, so daß ein derartiger Bereich speziell bei der Feldechomethode wegen des Flugzeiteffekts abgebildet wird, ähnlich wie bei der Kernspinresonanz- bzw. MR-Angiographie. Um einen solchen Effekt zu unterdrücken, kann man daran denken, einen kleineren Kippwinkel für einen hochfrequenten Impuls (HF-Impuls) vorzusehen. Wenn allerdings der Kippwinkel des HF-Impulses klein ist, verschlechtert sich der Rauschabstand. Der Flugzeiteffekt läßt sich nicht vollständig unterdrücken, auch wenn noch der Nachteil des schlechteren Rausch abstands vorhanden ist, wie oben ausgeführt wurde.

Angesichts der obigen Nachteile wird eine Wanderbewegung der Vene vorab mittels Kernspinresonanz-Angiographie abgebildet, so daß die Unterscheidung zwischen der Hirnrinde und der Vene erleichtert wird.

Allerdings ist es bei dieser herkömmlichen Methode notwendig, die Kernspinresonanz- Angiographie als besondere bildgebende Maßnahme durchzuführen, so daß sich die Bilderzeugungsdauer zusätzlich verlängert.

Im Hinblick auf die T₂*-Abbildung allein wird die herkömmliche T₂*-Abbildung nach dem schnellen Spinechoverfahren (FSE-Verfahren), dem Hybridverfahren oder dergleichen als vorteilhaft im Hinblick auf die zeitliche Auflösung und den Rauschabstand (SNR) angese hen. Allerdings wird bei diesen Sequenzen das Spinecho, welches keinen Einfluß magneti scher Inhomogenität aufweist, als zentraler Datenwert zur Zeit der Rekonstruktion des Bildes aufgenommen. Daher ist es schwierig, eine ausreichend empfindliche T₂*-Abbildung zu erhalten.

Es ist daher Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine bildgebende Kernspinresonanz- Vorrichtung anzugeben, die in der Lage ist, ein Gehirnfunktionsbild zu liefern, ohne daß viel Zeit benötigt wird, wobei die Unterscheidung eines Venenteils von einem Gehirnrin denteil erleichtert wird.

Außerdem soll durch die vorliegende Erfindung eine bildgebende Kernspinresonanz- Vorrichtung angegeben werden, die in der Lage ist, eine T₂*-Abbildung mit ausreichender Empfindlichkeit auch für den Fall durchzuführen, daß das schnelle Spinechoverfahren oder das Hybridverfahren eingesetzt wird.

Gelöst wird die obige Aufgabe durch die in den unabhängigen Ansprüchen angegebene Erfindung. Vorteilhafte Ausgestaltungen sind in den abhängigen Ansprüchen angegeben.

Gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung wird bereitgestellt, eine bildgebende Kernspinresonanz-Vorrichtung, umfassend eine erste Einrichtung zum Erfassen von Daten, die ein Signal aus einem Blutbereich in einer interessierenden Zone des zu untersuchenden biologischen Körpers betonen, und/oder von Daten, die am wenigsten durch eine Inhomo genität des statischen Magnetfelds beeinflußt sind; eine zweite Einrichtung zum Erfassen von Daten, bei denen eine Änderung der Magnetfeld-Inhomogenität (T₂*) in der inter essierenden Zone betont ist; und eine Steuerung zum gleichzeitigen Betreiben der ersten Erfassungseinrichtung und der zweiten Erfassungseinrichtung während einer vorbestimmten Impulsfolge nach dem Anlegen des hochfrequenten Magnetfeldes an den biologischen Körper.

Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird bereitgestellt eine bildge bende Kernspinresonanz-Vorrichtung, ausgestattet mit einer Sequenzgeneratoreinrichtung zur Ausführung einer schnellen Spinechobildgebung, bei der ein Kopfabschnitt eines biologischen Körpers mit einem gleichförmigen statischen Magnetfeld beaufschlagt wird und ein hochfrequentes Magnetfeld sowie ein Gradienten-Magnetfeld nach Maßgabe einer vorbestimmten Impulssequenz angelegt werden, so daß ein magnetisches Kernspinreso nanzsignal (Kernspinresonanz-Signal) von dem Kopfabschnitt erfaßt wird, um ein Gehirn funktionsbild zu erhalten, dadurch gekennzeichnet, daß die Position von für die Rekon struktion eines Bildes verwendeten Echodaten gegenüber der Mitte jedes Spinechos verschoben wird, welches von einem 180°-Impuls oder einer Inversion eines Gradienten- Magnetfeldes erzeugt wird.

Ein Vorteil der Erfindung besteht darin, daß das Blutgefäßbild und das Gehirnbild gleich zeitig erhalten werden, ohne daß die Dauer der Bilderzeugung verlängert wird, wobei der Gehirnrindenbereich und der Venenbereich mühelos voneinander unterschieden werden können.

Ein weiterer Vorteil der Erfindung ist darin zu sehen, daß deswegen, weil die Echodaten in der Position erfaßt werden, die um Δt gegenüber dem Mittelbereich jedes von einem 180°-Impuls erzeugten Spinechos verschoben ist, die so erfaßten Echodaten den Wert von T₂* widerspiegeln, so daß das T₂*-betonte Bild durch Rekonstruktion dieser T₂* wiederge benden Daten in einfacher Weise erhalten werden kann.

Im folgenden werden Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 eine Impulssequenz beim herkömmlichen schnellen Spinechoverfahren (FSE- Verfahren), wobei Fig. 1 für den Vergleich mit der dritten Ausführungsform aufbereitet ist;

Fig. 2 einen Datenerfassungsort im "K"-Raum gemäß dem schnellen Spinechoverfah ren nach Fig. 1;

Fig. 3 eine Impulssequenz gemäß dem herkömmlichen Hybridverfahren, wobei Fig. 3 für einen Vergleich mit der dritten Ausführungsform aufbereitet ist;

Fig. 4 einen Datenerfassungsort im "K"-Raum gemäß dem in Fig. 3 gezeigten Hy bridverfahren;

Fig. 5 ein Blockdiagramm des Aufbaus einer erfindungsgemäßen bildgebenden Kern spinresonanz-Vorrichtung;

Fig. 6 ein Diagramm eines Beispiels für eine Impulsfrequenz, bei der Daten unter Verwendung eines Feldechoverfahrens erfaßt werden;

Fig. 7-11 Variationen der Impulssequenzen auf der Grundlage der ersten Ausführungs form nach Fig. 6, wobei

Fig. 7 den Fall zeigt, daß ein Lese-Gradienten-Magnetfeld Gr mehrmals umgekehrt wird, so daß Mehrfachechos erzeugt werden;

Fig. 8 den Fall zeigt, daß gemäß Bezugszeichen 42 ein Kodierungsschritt um einen vorbestimmten Betrag bei jeder Anregung verschoben wird, so daß ein einzel nes Bildteil durch mehrere Schüsse gebildet wird;

Fig. 9 den Fall zeigt, daß gemäß Bezugszeichen 52 der Kodierungsschritt des Schei benauswahl-Gradienten-Magnetfelds um einen vorbestimmten Betrag für jede Anregung verschoben wird; so daß ein dreidimensionales Bild erhalten werden kann;

Fig. 10 einen Fall zeigt, bei dem das Spinechoverfahren für die zweite Datenerfassung eingesetzt wird; und

Fig. 11 den Fall darstellt, daß zusätzliche Kodierungsschritte 71 und 72 zu der in Fig. 19 dargestellten Impulsfolge hinzugefügt sind;

Fig. 12 ein Flußdiagramm des zweiten Ausführungsbeispiels;

Fig. 13(a)-(d) Anzeigebeispiele für Gehirnfunktionsbilder

Fig. 14 ein weiteres Beispiel für das Gehirnfunktionsbild;

Fig. 15 eine Impulssequenz, welche ein modifiziertes Beispiel (unter Verwendung der asymmetrischen Kodierung) für dieses sechste Ausführungsbeispiel veranschau licht;

Fig. 16 einen Datenerfassungsort für den "K"-Raum auf der Grundlage der in Fig. 15 dargestellten Signale;

Fig. 17 das grundlegende Prinzip der dritten Ausführungsform, wobei eine Position ei nes Lese-Gradienten-Magnetfelds, das heißt, eine Echoposition, die durch das Lese-Gradienten-Magnetfeld neufokussiert ist, um Δt gegenüber einer Mitten zeit des Spinechos verschoben ist;

Fig. 18 eine Impulssequenz, durch die die T₂*-Abbildung unter Verwendung des Prinzips der dritten Ausführungsform durchgeführt wird;

Fig. 19 den Datenerfassungsort des "K"-Raums gemäß Fig. 18;

Fig. 20 eine Impulssequenz, die ein modifiziertes Beispiel der dritten Ausführungsform darstellt;

Fig. 21 die Datenerfassungszone des "K"-Raums gemäß dem obigen modifizierten Bei spiel der dritten Ausführungsform, wobei der nicht-schraffierte Bereich einem durch die Asymmetrie des Gradientenechos bedingten vakanten Bereich ent spricht;

Fig. 22 eine Impulssequenz gemäß der vierten Ausführungsform, wobei diese Ausfüh rungsform die Impulssequenz des Hybridverfahrens darstellt, bei dem sowohl das schnelle Spinechoverfahren als auch das T₂*-Verfahren gleichzeitig möglich sind;

Fig. 23 ein weiteres Beispiel der vierten Ausführungsform, gekennzeichnet dadurch, daß das durch die Wellenformen des Lese-Gradienten-Magnetfelds erzeugte Echo auf der gleichen Signalseite (positive Seite in Fig. 23) erneut realisiert wird, indem die Wellenform des Lese-Gradienten-Magnetfelds umgekehrt wird;

Fig. 24 eine Impulssequenz gemäß der fünften Ausfürungsform;

Fig. 25 eine Impulssequenz gemäß einer modifizierten Variante der fünften Ausfüh rungsform;

Fig. 26 den Datenerfassungsbereich des "K"-Raums gemäß dem modifizierten Beispiel der fünften Ausführungsform nach Fig. 25;

Fig. 27 eine Impulssequenz unter Verwendung des bildgebenden T₂*-Hybridverfahrens, bei dem über zwei Blöcke reichende Mehrfach-Gradientenechos für ein einzel nes Spinecho erzeugt werden;

Fig. 28 eine Impulssequenz, welche ein weiteres modifiziertes Beispiel der sechsten Ausführungsform darstellt;

Fig. 29 eine Darstellung, wie Daten des "K"-Raums für das modifizierte Beispiel nach Fig. 28 erfaßt werden; und

Fig. 30 ein Flußdiagramm einer weiteren Variante (Schritte ST11 bis ST14) der zweiten Ausführungsform nach Fig. 12.

Merkmale der vorliegenden Erfindung werden im Verlauf der folgenden Beschreibung beispielhafter Ausführungsformen offensichtlich. Diese werden zur Veranschaulichung der Erfindung angegeben, und es ist nicht beabsichtigt, daß diese die Erfindung beschränken. Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden nun unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beschrieben.

Grundidee und erste Ausführungsform

Fig. 5 ist ein Blockdiagramm des grundlegenden Aufbaus einer erfindungsgemäßen bildge benden Kernspinresonanz-Vorrichtung.

Nach Fig. 5 werden ein Magnet für ein statisches Magnetfeld 33 und eine Gradientenspule 35 von einer Energiequelle 34 bzw. einer Treiberquelle 36 betrieben. Dadurch werden ein gleichförmiges statisches Magnetfeld und ein Gradienten-Magnetfeld mit linearer Gradien ten-Magnetfeld-Verteilung in drei Richtungen, die jeweils orthogonal aufeinander stehen, auf einen biologischen Körper 37 aufgebracht. Ein hochfrequentes Signal (HF-Signal) wird von einem Sendeteil 40 einer Sonde 39 zugeführt, so daß auf den biologischen Körper 37 ein HF-Magnetfeld einwirkt. Hier kann die Sonde 39 derart ausgebildet sein, daß sie sowohl zum Senden als auch zum Empfangen dient. Man kann aber auch getrennte Sonden für den Sende- und den Empfangsbetrieb vorsehen. Ein durch die Sonde 39 empfangenes Kernspinresonanz-Signal wird von einem Empfangsteil 41 orthogonal phasendetektiert und dann einem Datenerfassungsteil (Datenakquisitionsteil) 43 zugeführt, um dort einer A/D- Umwandlung unterzogen zu werden, bevor die digitalen Daten einem Computer 44 zugeleitet werden.

Die Energiequelle 34, die Treiberquelle 36, der Sendeteil 40, der Empfangsteil 41 und der Datenerfassungsteil 43 werden sämtlich von einer Systemsteuerung 42 gesteuert. Diese Systemsteuerung wird ihrerseits über eine Konsole 45 mittels des Computers 44 gesteuert. In dem Computer 44 erfolgt eine Bildrekonstruktions-Verarbeitung auf der Grundlage des von dem Datenerfassungsteil 43 gesendeten Kernspinresonanz-Signals, um so Bilddaten zu erhalten. Diese Bilddaten werden auf einer Anzeige 46 dargestellt. Der Computer 44 und der Tisch 38 werden über die Konsole 45 gesteuert.

Als nächstes wird der Arbeitsablauf gemäß der Erfindung beschrieben. Bei der ersten Aus führungsform werden Daten, bei denen ein Signal aus einem Blutgefäßabschnitt des biolo gischen Körpers betont oder hervorgehoben sind, und weitere Daten, in denen die die funktionelle Information wiederspiegelnde Änderung von T₂* betont ist, in einer Reihe von Sequenzen erfaßt.

Fig. 6 ist ein Diagramm eines Beispiels für eine Impulssequenz, bei der Daten dadurch er faßt werden, daß von dem Feldechoverfahren Gebrauch gemacht wird. Fig. 6, welche ein erstes Ausführungsbeispiel darstellt, zeigt, wie (1) der Zeitflugeffekt, durch den Daten er faßt werden, während das Signal von dem Blutgefaßabschnitt des biologischen Körpers be tont wird, ausgenutzt wird, und wie (2) die Gradienten-Magnetfeld-Echo- und die Lang- TE-Methode genutzt werden, mit der Daten in einer Weise erfaßt werden, daß die Ände rung von T₂* betont wird.

Nachdem gemäß Fig. 6 ein HF-Impuls 1 (mit einem Kippwinkel von zum Beispiel 40°) angelegt wurde, während ein Schichtauswahl-Gradienten-Magnetfeld 2 angelegt wird, wird ein Lese-Gradienten-Magnetfeld (Strömungskompensation) 8a angelegt, das einmal umge kehrt wurde. Als Ergebnis wird ein Echo 6 erhalten, welches das Blutgefaßbild zu der Zeit darstellt, zu der ein Lese-Gradienten-Magnetfeld 3 angelegt wird (Echozeit TE1). Um einen Spin mit einer Phaseninformation auszustatten, erfolgt ein Kodierungsimpuls 5.

Anschließend wird immer noch in bezug auf Fig. 6 das Gradienten-Magnetfeld (mit 8a be zeichnet) zum Zwecke der Strömungskompensation angelegt. Dann wird das T₂*-betonte Echo erfaßt (Echozeit TE2), während das Lese-Gradienten-Magnetfeld 4 angelegt wird.

Um nämlich die Fähigkeit der Darstellung des Blutgefäßteils durch den Flugzeiteffekt zu verbessern, wird eine kurze Zeit TE1 verwendet, und die nächste Gradienten-Magnetfeld- Wellenform 8a zur Strömungskompensation wird an das Lese-Gradienten-Magnetfeld 3 angelegt. Um das Artefakt zu unterdrücken, das hervorgerufen wird durch das Pulsieren aufgrund der Hirn-Rückenmark-Strömung (CSF = celebral spinal flow), wird auch das Gradienten-Magnetfeld 8b für die Kompensation auf das Lese-Gradienten-Magnetfeld 4 an gewendet. Um die Fehlausrichtung aufgrund des T₂*-Effekts zu unterdrücken, wird an die Gradientenspule das Lese-Gradienten-Magnetfeld 4 mit der gleichen Polarität angelegt wie das erste Lese-Gradienten-Magnetfeld 3.

Wie oben beschrieben, werden zumindest zwei Typen von Datenerfassungsmitteln in einer Reihe (einer Serie) von Abläufen realisiert, zusammengesetzt aus Erregung, Phasenkodie rung und Datenerfassung. Dadurch erhält man sowohl das Bild für die Gehirnfunktion als auch das Bild des Blutgefäßes gleichzeitig, so daß die mehr oder weniger große Vene, welche möglicherweise als Gehirnrinden-Aktivierungsbereich fehlinterpretiert wird, klar unterschieden werden kann. Darüber hinaus wird die Bilderzeugungszeit nicht ausgedehnt. Die genannte Unterscheidung wird außerdem dadurch erleichtert, daß das Funktionsbild dem Venenbild überlagert wird.

In der in Fig. 6 dargestellten Impulsfolge ist es vorzuziehen, daß TE2 derart gewählt wird, daß die Zeitspanne einer langen TE-Zeitspanne entspricht, um die Änderung von T₂* zu betonen. ΔS, welches den Betrag der Signaldifferenz in der Echozeit von TE und T₂* bezeichnet, ist hier proportional zu einer Signalstärke exp(-TE/T₂*), und ändert sich aufgrund der Gehirnaktivierung von T₂* → (T₂* + α). Dann gilt die folgende Gleichung (1):

ΔS = C·{exp(-TE/(T₂* + α))-exp(-TE/T₂*)} (1)

wobei C eine Konstante ist.

Wenn in Gleichung (1) TE = 0 oder ∞ ist, wird ΔS Null. Ist TE nicht Null, gilt α < 0. Damit hat ΔS einen Maximalwert bezüglich TE. Es ist daher theoretisch vorzuziehen, daß die Echozeit TE zu der Zeit, zu der ΔS den Maximalwert aufweist, als TE2 betrachtet wird. Wenn T₂* in einem Bildelement 100 und einige 10 ms beträgt, steigt normalerweise ΔS zusammen mit der Verlängerung von T an, während TE sich in einem Bereich gleich oder größer als der Wert von T₂* befindet. Zu bevorzugen ist, daß TE = 30 bis 50 ms beträgt, und zwar im Hinblick auf die Beschränkung der Bilderzeugungszeit und der Bildverzerrung.

Bei dem obigen ersten Ausführungsbeispiel werden zwei Arten von Daten unter Ver wendung des Feldechoverfahrens erfaßt. Die vorliegende Erfindung ist jedoch nicht auf dieses Beispiel beschränkt, und andere Impulssequenzen können verwendet werden, wie sie in den Fig. 7 bis 11 dargestellt sind.

Fig. 7 zeigt den Fall, daß ein Lese-Gradienten-Magnetfeld Gr mehrmals umgekehrt wird, so daß mehrere Echos erzeugt werden.

Fig. 8 zeigt den Fall, daß gemäß Bezugszeichen 42 der Kodierungsschritt um einen vorbestimmten Betrag bei jeder Anregung verschoben wird, so daß ein einzelnes Bildstück durch mehrere Schüsse gebildet wird.

Fig. 9 zeigt den Fall, daß gemäß Bezugszeichen 52 der Kodierungsschritt des Scheibenaus wahl-Gradienten-Magnetfelds um einen vorbestimmten Betrag für jede Anregung ver schoben wird, so daß ein dreidimensionales Bild erhalten werden kann.

Fig. 10 zeigt den Fall, bei dem das Spinechoverfahren für die zweite Datenerfassung eingesetzt wird. Für das erste Mal der Datenerfassung (Echozeit TE1) werden die Daten erfaßt, bei denen die Änderung von T₂* betont ist. Durch anschließendes Erfassen der zweiten Daten (Echozeit TE2), die erhalten werden, nachdem ein 180°-HF-Impuls angelegt wurde, werden Daten ohne den T₂*-Effekt erfaßt. Anschließend wird ein effektives TE1 für die erste Datenerfassung vorzugsweise so lange wie möglich erhalten.

Fig. 11 zeigt den Fall, daß zusätzliche Kodierungsschritte 71 und 72 zu der in Fig. 19 dargestellten Impulsfolge hinzugefügt sind.

Das erste Ausführungsbeispiel läßt sich durch weitere modifizierte, oben beschriebene Beispiele modifizieren. Beispielsweise kann ein Mehrfachscheiben-Verfahren oder eine dreidimensionale Abbildung durchgeführt werden. Das auf diese Weise erhaltene Venen bild und Gehirnfunktionsbild kann jeweils nach einer Maximalstärken-Projektionsmethode oder dergleichen verarbeitet werden, um anschließend für die Anzeige überlagert zu werden.

Zweite Ausführungsform

Fig. 12 ist ein Flußdiagramm, welches die zweite Ausführungsform veranschaulicht. Bei dieser zweiten Ausführungsform wird ein Bildwert, welcher dem Venenabschnitt ent spricht, noch weiter unterdrückt, so daß die Unterscheidung zwischen der Rinde und dem Venenabschnitt weiter verdeutlicht wird. Die hierfür vorgesehene Arbeitsweise ist durch das Flußdiagramm nach Fig. 12 veranschaulicht.

Zuerst wird vor der Gehirnaktivierung durch Ausführen der Methode der ersten Aus führungsform gemäß Fig. 6 ein Venenblutbild erhalten, bei dem es sich um das Strö mungskomponenten-betonte Bild handelt. Außerdem wird das Gehirnfunktionsbild erhalten, bei dem es sich um das T₂*-betonte Bild handelt (Schritt ST1). Eines der zwei so erhalte nen Bilder wird mit einem Faktor multipliziert, wobei ein Faktor für jedes Bildelement derart erhalten wird, daß der Differenzwert minimiert wird (Schritt ST2). Mit anderen Worten: Wenn ein Signalwert des Bildes, bei dem die Strömungskomponente betont ist, S_a1(x, y) ist und der Signalwert des Bildes, bei dem die Änderung von T₂* betont ist, S_b1(x, y) ist, erhält man den Faktor a(x, y) = S_b1(x, y)/S_a1(x, y).

Nun gilt

S_a1(x, y)·a(x, y)-S_b1(x, y) = 0 (2)

Die Differenz zwischen S_a1(x, y) und S_b1(x, y) steht für die Differenz zwischen TE1 und TE2 (hier sind C₂ und T₂* in dem Gewebe gleich), und es gilt die folgende Gleichung (3):

a(x, y)-{S_b1(x, y)/S_a1(x, y)} = exp{-(TE2-TE1)/T₂* } (3)

Als nächstes wird ähnlich wie im Schritt ST1 nun zur Zeit der Gehirnaktivierung das Venenblutbild erhalten, bei dem es sich um das Strömungskomponenten-betonte Bild handelt, und es wird das Gehirnfunktionsbild als T₂*-betontes Bild erhalten. Wenn ein Signalwert des Bildes, bei dem die Strömungskomponente betont ist, mit S_a2(x, y) bezeich net wird, und der Signalwert des Bildes, bei dem die Änderung von T₂* betont ist, mit S_b2(x, y) bezeichnet wird (Schritt ST3), drückt sich das Verhältnis durch folgende Glei chung (4) aus:

S_b2(x, y)/S_a2(x, y) = exp{-(TE2-TE1)/T₂* + α)} (4)

Anschließend wird eine Differenz zwischen den Strömungskomponenten-betonten Bildern (S_a2(x, y)-S_a1(x, y)) und eine weitere Differenz zwischen T₂*-Änderungs-betonten Bildern (S_b2(x, y)-S_b1(x, y)) ermittelt (Schritt ST4). Anschließend wird auf die zwei dadurch erhaltenen Bilder der Faktor a(x, y) auf das Bild (S_a2(x, y)-S_a1(x, y)) multipliziert, zu dem der Faktor multipliziert wurde, wenn der Faktor berechnet wird, um das Differenzbild {(S_a2(x, y)-S_a1(x, y))·a(x, y)-(S_b2(x, y)-S_b1(x, y))} (Schritt ST5) zu erhalten. Das heißt, man erhält folgende Gleichung (5):

(S_a2(x, y)-S_a1(x, y))·a(x, y)-(S_b2(x, y)-S_b1(x, y)) = S_a2(x, y)·S_b1(x, y)/S_a1(x, y)-S_b2(x, y) (5)

Von den Bildelementen der zur Zeit der Gehimaktivierung erhaltenen Bilder führt der Abschnitt, der aufgrund des Flugzeiteffekts und nicht aufgrund der T₂*-Änderung zu einem hellen Bereich wurde, zu dem Umstand, daß die Gleichungen (3) und (4) gleich werden, so daß folgende Gleichung (6) gilt:

S_b1(x, y)/S_a1(x, y) = exp{-(TE2-TE1)/T₂*} = S_b2(x, y)/S_a2(x, y) (6)

Damit wird Gleichung (5) zu:

S_a2(x, y)·S_b1(x, y)/S_a1(x, y)-S_b2(x, y) = S_a2(x, y)·S_b2(x, y)/S_a2(x, y)-S_b2(x, y) = 0 (7)

Folglich kann derjenige Abschnitt, welcher nicht der T₂*-Änderung entspricht, eliminiert werden. In der Praxis treten der Flugzeiteffekt und die T₂*-Änderung gleichzeitig auf, und der eliminierbare Teil ist diejenige Komponente, die durch den Flugzeiteffekt hervor gerufen wird, so daß das dem Venenabschnitt auf der stromabwärtigen Seite der Rinde entsprechende Signal verringert wird. Als Ergebnis läßt sich die Unterscheidung zwischen der Rinde und der Vene einfach verdeutlichen.

Fig. 30 ist ein Flußdiagramm einer weiteren Abwandlung (Schritte ST11 bis ST14) für das in Fig. 12 dargestellte zweite Ausführungsbeispiel. Gemäß Fig. 30 läßt sich das gleiche Ergebnis erhalten, wie es durch den Ablauf gemäß Fig. 12 erhalten wird, basierend auf der Gleichung (5). Was darüber hinaus die Errechnung des Faktors a(x, y) angeht, läßt sich eine inverse Zahl S_a2(x, y)/S_b1(x, y) des bei ST2, ST12 (Fig. 12, Fig. 30) dargestellten Faktors definieren, und die inverse Zahl S_a2(x, y)/S_b1(x, y) kann zu dem Bild S_b2(x, y) multipliziert werden, um das gleiche Ergebnis wie in Fig. 12 zu erhalten.

Es sollte verstanden werden, daß bei der Durchführung der Berechnung der Bilder vor und nach der Gehirnaktivierung verschiedene Mittel zum Reduzieren des Effekts der Bewegung eingesetzt werden können, bevor die obigen Berechnungen durchgeführt werden können. Diese verschiedenen Mittel zum Reduzieren von durch Bewegungen hervorgerufenen Effekten umfassen eine Bewegungskorrektur-Verarbeitung, wie zum Beispiel eine statisti sche Verarbeitung, eine Korrelationsberechnung, eine Phasenfehlererfassung und der gleichen.

Im folgenden soll beschrieben werden, wie die Anzeige des so erhaltenen Bildes erfolgt. Fig. 13(a)-(d) zeigen Anzeigebeispiele für Gehirnfunktionsbilder. Fig. 14 zeigt eine weitere Anzeige für das Gehirnfunktionsbild.

Wenn zum Beispiel das in Fig. 13(b) dargestellte Blutgefäßbild und das in Fig. 13(c) dargestellte Gehirnfunktionsbild auf die erfindungsgemäße Weise erhalten worden sind, lassen sich das Gehirnfunktionsbild und das Blutgefäßbild genau und in einfacher Weise derart erfassen, wie es in Fig. 13(d) dargestellt ist, indem nämlich diese Bilder demnach dem in einem anderen Verfahren erhaltenen Gehirnbild überlagert werden. Jedes der in den Fig. 13(a), 13(b) und 13(c) dargestellten Bilder läßt sich allein oder in Verbindung mit jeweils einem anderen oder zwei anderen Bildern in beliebiger Kombination darstellen. Benutzt man für die Anzeige unterschiedliche Farben, so läßt sich das Bild leichter auswerten. Stehen durch die Mehrschichtmethode oder die 3DFT-Methode dreidimensiona le Daten zur Verfügung, so können diese Daten dadurch für eine Überlagerung herangezo gen werden, daß man Prozesse wie eine Oberflächendarstellungs-Methode und eine Maximalstärken-Projektionsmethode anwendet, nachdem die Daten einer Schwellenwert verarbeitung unterzogen wurden. Beispielsweise zeigt Fig. 13(a) die Gehirnoberfläche anhand anatomischer Daten, Fig. 13(b) zeigt ein angiographisches Bild anhand der Maxi malstärken-Projektionsmethode und Fig. 13(c) zeigt das Bild, bei dem die Oberfläche des aktivierten Bereichs extrahiert ist.

Wie Fig. 14 zeigt, kann das Gehirnbild in einem durchscheinenden Zustand zur Anzeige gebracht werden, und die Gehirnfunktion kann auf dem anatomischen Gehirnbild zur Anzeige gebracht werden, so daß in einfacher Weise die anatomische Gehirnbildinforma tion erkannt werden kann. Das funktionelle und das anatomische Bild werden überlagert, und das anatomische Bild wird in einem durchsichtigen oder durchscheinenden Zustand dargestellt, so daß die Lagebeziehung des anatomischen Bildes bezüglich des aktivierten Gehirnbereichs in einfacher Weise verdeutlicht werden kann. Das anatomische Gehirnbild läßt sich beliebig aus verschiedenen Richtungen darstellen, so daß die Darstellung bei Bedarf beliebig gedreht werden kann.

Erneut bezugnehmend auf die Fig. 13(a)-13(d), läßt sich durch Überlappung des Bildes nach Fig. 13(a) mit denjenigen nach Fig. 13(c) folgendes (I) erreichen:

(1) Die Gehirnoberfläche wird aus den anatomischen Daten extrahiert (Fig. 13(a));
(2) die Daten, die dem Außenbereich der Gehirnoberfläche entsprechen, werden anhand des so erhaltenen Bildes der Gehirnoberfläche auf Null gesetzt; oder
(3) die außerhalb der Gehirnoberfläche vorhandenen Blutgefäße werden unter Verwendung einer Methode eliminiert, bei der die Oberflächen-Bearbeitungsoperation nur im Innenbe reich der Innenoberfläche ausgeführt wird, so daß sich die aktivierte Zone leicht her vorheben läßt.

Darüber hinaus läßt sich der Gehirnrindenbereich dadurch hervorheben, daß man die Angiographiedaten gemäß Fig. 13(b) verwendet. Darüber hinaus läßt sich eine Methode (II) realisieren, bei der nach UND-Verknüpfung (Schnittmenge) der Daten nach Fig. 13(b) und der Gehirnfunktionsdaten nach Fig. 13(c) diese UND-verknüpften Daten der Gehirn funktionsdaten (Fig. 13(c)) auf Null gesetzt werden. Durch diese Maßnahme werden die Signale aus den Gehirnfunkionsdaten nach Fig. 13(c) eliminiert, die dem blutführenden Bereich entsprechen, so daß die Signale für den Gehirnrindenbereich noch genauer ex trahiert werden können. Anschließend können die so erhaltenen Daten den anatomischen Daten gemäß Fig. 13(a) überlagert werden.

Ferner lassen sich die beiden oben beschriebenen Vorgehensweisen (I) und (II) gleichzeitig durchführen.

Schutz wird geltend gemacht für die neue erfindungsgemäße Maßnahme, daß das obige Überlappen des angiographischen Bildes über das Funktionsbild in einer Weise durch geführt werden kann, daß ein Kernspinresonanz-Angiographiebild, welches durch die herkömmliche Kernspinresonanz-Angiographiemethode erhalten wird, und ein durch eine andere herkömmliche Methode erhaltenes Funktionsbild einander überlagert werden.

Drittes Ausführungsbeispiel

Nach Fig. 1 wird beim schnellen Spinechoverfahren (FSE) nach dem Anregen eines Kern- Spins durch einen 90°-Impuls eine Mehrzahl von Spinechos durch Anlegen mehrerer 180°- Impulse erzeugt. Dadurch erhält jedes Echo einen unterschiedlichen Phasenkodierungs betrag, und das Bild wird damit derart konstruiert, daß eine schnelle Bildgebung erfolgt. Bei diesem herkömmlichen schnellen Spinechoverfahren wird ein Ort, wie er in Fig. 2 dargestellt ist, in einem "K"-Raum oder einem Fourier-Raum dargestellt.

Bei diesem herkömmlichen Verfahren wird nur ein Spinecho verwendet, bei dem die magnetische Inhomogenität wahrscheinlich nicht beeinflußt wird, so daß die T₂*-Verteilung für Gewebe nicht als Bild gestaltet werden kann. Im Hinblick auf diesen Nachteil und unter Bezugnahme auf Fig. 17, die ein grundlegendes Prinzip der dritten Ausführungsform darstellt, wird eine Stelle des Lese-Gradienten-Magnetfelds, das ist eine durch das Lese- Gradienten-Magnetfeld neu fokussierte Echoposition, um Δt gegenüber der Mittenzeit des Spinechos verschoben. Die dann verursachte Signalverschlechterung beträgt exp(-Δt/T₂*). Da T₂* ≅ 1/πΔf und 2πΔf = γΔH gilt, ist T₂* ≅ 500 ms bei 1,5 T, und die Signalstärkenänderung von etwa 2% wird bei T₂* = 10 ms erhalten, wenn eine halbe Bandbreite ΔH für die magnetische Inhomogenität innerhalb eines einzelnen Bildelements annähernd 0,01 ppm beträgt.

Fig. 18 ist eine Impulsfolge, bei der die T₂*-Abbildung unter Verwendung des obigen Prinzips der dritten Ausführungsform durchgeführt wird. Wenn bei diesem in Fig. 18 dargestellten Beispiel eine Echoerzeugungsposition in einfacher Weise um Δt gegenüber der Mittenzeit des Spinechos verschoben wird, ist die Zeit auf der gegenüberliegenden Seite bezüglich der Mittenzeit verschwendet. Deshalb werden Gradientenechos auf beiden Seiten der Spinecho-Mittenzeit erzeugt.

Stellt man den gleichen Betrag der Phasenkodierung auf beiden Seiten des Spinechos ein, lassen sich dadurch lediglich die gleichen Daten erhalten. Somit wird, wie in Fig. 18 bei G1 gezeigt ist, ein Kodierungsimpuls in der Mittenzeit des Spinechos gegeben. Dadurch unterscheidet sich der Betrag der Phasenkodierung auf beiden Seiten des Spinechos. Fig. 19 zeigt den Datenerfassungsort des "K"-Raums gemäß Fig. 18. Mit anderen Worten: Die unterschiedlichen Beträge der Phasenkodierungen werden für das Gradientenecho auf beiden Seiten des Spinechos vorgesehen, um so das Bild zu rekonstruieren. Dadurch läßt sich in diesem Fall die T₂*-Abbildung unter Verwendung der schnellen Spinechomethode doppelt so schnell wie in dem Fall durchführen, daß eine HF-Neufokussierimpuls-Zahl die gleiche ist.

Fig. 20 ist eine Impulsfolge, die ein modifiziertes Beispiel der dritten Ausführungsform zeigt. Abweichend von der Impulsfolge nach Fig. 18 ist die Größe des Gradienten-Magnet felds Gr in Leserichtung gemäß G2 und G3 unterschiedlich eingestellt. Hierdurch wird das so erzeugte Gradientenecho asymmetrisch, und die Verlängerung der Sequenzlänge, verursacht durch den Verschiebebetrag Δt gegenüber dem Spinecho, läßt sich verkürzen. Mit anderen Worten: Wenngleich sich die Sequenzlänge vergrößert, wenn Δt länger gemacht wird, läßt sich die Sequenzlänge verkürzen, wenn das Gradientenecho asym metrisch gemacht wird. Fig. 21 zeigt die Datenerfassungszone im "K"-Raum gemäß dem obigen Beispiel der dritten Ausführungsform, wobei die nicht-schraffierte Fläche einer vakanten oder leeren Fläche entspricht, die auf die Asymmetrie des Gradientenechos zurückzuführen ist. Allerdings wird gemäß Fig. 21 eine Fläche verursacht, in der die Daten im "K"-Raum wegen der Asymmetrieeigenschaft nicht erfaßt werden können. Diese vakante Fläche läßt sich dadurch ergänzen, daß man Daten unter Verwendung eines Null- Ausfüllverfahrens oder unter Nutzung der komplex-konjugierten Eigenschaft der erfaßten Daten bildet.

Vierte Ausführungsform

Fig. 22 ist eine Impulsfolge gemäß der vierten Ausführungsform. Diese vierte Ausfüh rungsform liefert die Impulssequenz des Hybridverfahrens, bei dem sowohl das schnelle Spinechobild- als auch das T₂*-Bildverfahren gleichzeitig möglich sind.

Gemäß Fig. 22 wird das Lese-Gradienten-Magnetfeld Gr angelegt, so daß zur Zeit der Echozeit TE ein Spinecho erzeugt und darüber hinaus nach Verstreichen der Zeit Δt ein Gradientenecho erzeugt wird. Als Ergebnis werden durch Ausführen einer einzigen Sequenz sowohl das T₂-betonte als auch das T₂*-betonte Bild gleichzeitig erhalten. Dann werden die zwei so erhaltenen Bilder voneinander subtrahiert, so daß ein Gewebe, in welchem lediglich die Änderung von T₂* auftritt, zur Abbildung gelangt. Beispielsweise wird die Magnetfeldänderung erfaßt, die zur Zeit der Änderung der Oxidation und Desoxi dation von Hämoglobin in den Gehirngewebe-Kapillaren verursacht wird, so daß man hierdurch ein Gehirnfunktionsbild erhalten kann.

Bezugnehmend auf Fig. 23 sollte verstanden werden, daß, indem man einmal erneut die Lese-Gradienten-Magnetfeld-Wellenform umkehrt, das durch die Lese-Gradienten-Magnet feld-Wellenformen erzeugte Echo auf der gleichen Signalseite (der positiven Seite in Fig. 23) verwendet werden kann. Hierdurch wird ein Artefakt verkleinert, der zurückzuführen ist auf die unterschiedliche Beeinflussung der statischen Inhomogenität sowohl auf der positiven als auch auf der negativen Seite der Gradienten-Magnetfeld-Wellenform.

Fünftes Ausführungsbeispiel

Ausgehend von dem vierten Ausführungsbeispiel wird nachstehend ein weiteres Beispiel dafür beschrieben, daß ein weiterer Beschleunigungsvorgang unter Verwendung eines Mehrfach-Gradientenechos durchgeführt wird.

Fig. 3 zeigt eine Impulssequenz für das herkömmliche Hybrid-Abbildungsverfahren, und Fig. 4 zeigt eine Datenerfassungsstelle im "K"-Raum für die Situation nach Fig. 3. In der in Fig. 3 dargestellten Impulssequenz unter Verwendung des Mehrfach-Gradientenechos entspricht eine Kodierung gemäß der Mitte der Rekonstruktionsdaten dem Spinecho, und die T₂*-Abbildung kann nicht mit ausreichender Empfindlichkeit durchgeführt werden. Somit wird in ähnlicher Weise, wie dies in Fig. 17 gezeigt ist, eine Spitzen-Echo-Position für das Mehrfach-Gradientenecho um Δt gegenüber der Echozeit des Spinechos verscho ben.

Fig. 24 zeigt eine Impulssequenz gemäß der fünften Ausführungsform. Wie aus Fig. 24 ersichtlich ist, wird bei Verwendung der Mehrfach-Gradientenecho-Methode die Lage des Spitzen-Echos um Δt gegenüber der Zeit des Auftretens des Echos verschoben. Hierdurch kann das T₂*-betonte Bild auf der Grundlage der so erfaßten Echosignale erhalten werden.

Fig. 25 ist eine Impulssequenz gemäß einer modifizierten Variante des fünften Ausfüh rungsbeispiels. Bei diesem Beispiel werden die Daten unter Verwendung einer asymmetri schen Kodierung erfaßt. Deshalb läßt sich die erste Hälfte des Spinechos effektiv aus nutzen. Fig. 26 zeigt den Datenerfassungsbereich des "K"-Raums gemäß der modifizierten Variante des fünften Ausführungsbeispiels nach Fig. 25. In Fig. 26 ist der Bereich in der Kodierungsrichtung asymmetrisch. Ähnlich wie bei dem modifizierten Beispiel der dritten Ausführungsform nach Fig. 21 wird ein Bereich geschaffen, in welchem die Daten in dem "K"-Raum wegen der Asymmetrieeigenschaft nicht erfaßt werden können. Ein derartiger vakanter Bereich läßt sich ergänzen durch Bildung von Daten durch Anwendung eines Null-Ausfüllverfahrens, unter Ausnützung der komplex-konjugierten Eigenschaft der erfaßten Daten.

Sechstes Ausführungsbeispiel

Fig. 27 ist eine Impulssequenz für das T₂*-Hybrid-Abbildungsverfahren, bei dem für zwei Blöcke geltende Mehrfach-Gradientenechos für ein einzelnes Spinecho erzeugt werden, entsprechend der fünften Ausführungsform. Gemäß Fig. 27 ist die Verschiebungszeit Δt von der Spinecho-Echozeit zu der Spitzen-Echozeitposition des Mehrfach-Gradientenechos länger, und die Ausdehnung der Sequenzlänge ist minimiert. In dieser Sequenz oder Folge nach der sechsten Ausführungsform werden für ein einzelnes Echo die Zwei-Block- Mehrfach-Gradientenechos erzeugt, so daß auch bei verlängerter Verschiebungszeit Δt keine Zeitverschwendung auf der gegenüberliegenden Seite des Spinechos erzeugt wird.

Fig. 15 ist eine Impulssequenz einer modifizierten Variante (unter Verwendung der asym metrischen Kodierung) für diese sechste Ausführungsform. Bei dieser modifizierten Variante der sechsten Ausführungsform wird die asymmetrische Kodierung verwendet. Anschließend werden die Vorzeichen der Phasenkodierungs-Gradienten-Magnetfeld- Wellenform 18 für einen Lese-Gradienten-Magnetfeldblock 14, der in der ersten Hälfte des Spinechos erzeugt wird, und einer Phasenkodierungs-Gradienten-Magnetfeld-Wellenform 20 entsprechend einem Lese-Gradienten-Magnetfeldblock 15 in der letzten Hälfte des Spinechos umgekehrt. Diese Abtastorte werden durch eine Phasenkodierungs-Gradienten- Magnetfeld-Wellenform 21 verschoben. Dann ist der Verschiebungsbetrag der Abtastorte der zu ΔGe X tp proportionale Betrag, wenn man die Anwendungszeit-Breite für die Phasenkodierungs-Gradienten-Magnetfeld-Wellenform 21 mit tp und deren Amplitude mit ΔGe bezeichnet. Fig. 16 zeigt den Datenerfassungsort für den "K"-Raum auf der Grundla ge der in Fig. 15 dargestellten Signale. Ähnlich wie in der dritten Ausführungsform läßt sich ein vakanter Bereich des "K"-Raums (das heißt Daten, die sich in dem "K"-Raum nicht erfassen lassen) ergänzen durch Erzeugung von Daten unter Verwendung des Null- Ausfüllverfahrens oder durch Ausnutzung der komplex-konjugierten Eigenschaft der erfaßten Daten.

Fig. 28 ist eine Impulsfolge einer weiteren modifizierten Variante der sechsten Ausfüh rungsform. Fig. 29 zeigt, wie die Daten des "K"-Raums für das modifizierte Beispiel nach Fig. 28 erfaßt werden. Gemäß Fig. 28 ist die Wellenform für das Phasenkodierungs- Gradienten-Magnetfeld stark zurückgewickelt, wie bei G4 angedeutet ist. Deshalb gibt es in Fig. 29 im "K"-Raum einen zentralen Bereich, welcher überlappt ist, und es werden vor und nach dem Spinecho zwei Daten erfaßt. In diesem Überlappungsbereich werden die Mittelwerte der beiden Daten hergenommen, oder einer der jeweiligen zwei Datenwerte wird nicht benutzt oder dergleichen. Bei dieser Methode kann die Datenergänzung durch das Null-Ausfüllen oder durch Ausnutzung der komplex-konjugierten Eigenschaft der erfaßten Daten entfallen.

Zahlreiche weitere Modifikationen und Abänderungen sind möglich. Beispielsweise braucht das als ein Paar in Fig. 27 und 28 dargestellte Mehrfach-Gradientenecho nicht vor und nach dem Spinecho angelegt zu werden. Statt dessen kann ein Mehrfach-Gradientenecho vor und hinter dem 180°-Impuls als Paar verwendet werden. Darüber hinaus braucht das Mehrfach-Gradientenecho nicht in dem FID-Signalbereich verwendet zu werden.

Zusammengefaßt: Gemäß der ersten Ausführungsform der Erfindung werden das Blutge fäßbild (Angiographiebild) und das Gehirnbild (Zerebral-Bild) gleichzeitig erhalten, ohne daß die Abbildungsdauer verlängert wird, und man kann den Rindenbereich und den Venenbereich in einfacher Weise unterscheiden.

Bei der zweiten Ausführungsform wird der Venenbereich unterdrückt, und man kann den aktivierten Hirnrindenbereich in einfacher Weise verdeutlichen und von dem Venenbereich unterscheiden.

Gemäß der dritten Ausführungsform, bei der die Echodaten in der Position erfaßt werden, die um Δt gegenüber dem Mittelbereich jedes Spinechos verschoben sind, welches durch einen angelegten 180°-Impuls erzeugt wird, spiegeln die so erfaßten Echodaten T₂* wieder, so daß das T₂*-betonte Bild in einfacher Weise ermittelt werden kann, indem diese T₂*- Daten rekonstruiert werden.

Claims

1. Bildgebende Kernspinresonanz-Vorrichtung, bei der ein gleichförmiges statisches Magnetfeld an einen biologischen Körper (37) gelegt wird und ein Hochfre quenz-Magnetfeld sowie ein Gradienten-Magnetfeld nach Maßgabe einer vorbestimmten Impulsfolge angelegt werden, so daß ein von dem biologischen Körper (37) kommendes magnetisches Kernspinresonanzsignal (Kernspinresonanz-Signal) zur Bildgebung erfaßt wird, umfassend:
eine erste Einrichtung zum Erfassen von Daten, die ein Signal aus einem Blutbereich in einer interessierenden Zone des zu untersuchenden biologischen Körpers betonen, und/oder von Daten, die am wenigsten durch eine Inhomogenität des statischen Magnetfelds beeinflußt sind;
eine zweite Einrichtung zum Erfassen von Daten, bei denen eine Änderung der Magnetfeld-Inhomogenität (T₂*) in der interessierenden Zone betont ist; und
eine Steuerung zum gleichzeitigen Betreiben der ersten Erfassungseinrichtung und der zweiten Erfassungseinrichtung während einer vorbestimmten Impulsfolge nach dem Anlegen des hochfrequenten Magnetfeldes an den biologischen Körper.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, bei dem die erste und die zweite Einrichtung Daten erfassen, abhängig von mindestens zwei Echosignalen unter mehreren als zwei Gradienten-Magnetfeld-Echosignalen, welche durch mehrmaliges Umschalten eines Lese- Gradienten-Magnetfelds (Gr) erzeugt werden, wobei die zumindest zwei Echosignale durch das Gradienten-Magnetfeld erzeugt werden, wenn elektrische Ströme gleicher Richtung in eine Gradienten-Spule eingespeist werden.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1, umfassend:
eine Anzeigeeinrichtung (46) zum getrennten Anzeigen eines anatomischen Gehirnbildes, eines angiographischen Bildes und eines funktionellen Gehirnbildes, wobei das angiographische Bild und das funktionelle Gehirnbild mit Hilfe der ersten und der zweiten Erfassungseinrichtung erhalten werden.

4. Vorrichtung nach Anspruch 3, bei der die Anzeigeeinrichtung (46) eine Bildüberlappungseinrichtung enthält, um ein dreidimensionales Bild derart anzuzeigen, daß die getrennt erhaltenen Bilder einander überlagert werden, wodurch die Lagebeziehung des anatomischen Bildes auf einem aktivierten Gehirnbereich verdeutlicht wird.

5. Vorrichtung nach Anspruch 3, bei der die Anzeigeeinrichtung (46) aufweist:
eine erste Maskiereinrichtung zum Ausmaskieren eines einem Außenbereich einer Gehirnoberfläche entsprechenden funktionellen Bildes aus dem durch die zweite Erfassungseinrichtung erhaltenen funktionellen Gehirnbild; und
eine zweite Maskiereinrichtung zum Ausmaskieren eines angiographischen Bildes entsprechend dem Außenbereich der Gehirnoberfläche aus dem durch die erste Erfassungseinrichtung erhaltenen angiographischen Bild.

6. Bildgebende Kernspinresonanz-Vorrichtung, bei der ein gleichförmiges statisches Magnetfeld an einen biologischen Körper gelegt wird und ein hochfrequentes Magnetfeld sowie ein Gradienten-Magnetfeld an den Körper nach Maßgabe einer vor bestimmten Impulsfolge angelegt werden, so daß ein magnetisches Kernspinresonanzsignal aus dem biologischen Körper erfaßt wird, um ein Bild zu erhalten, welches ein Gehirn funktionsbild enthält, umfassend:
eine erste Einrichtung zum Erfassen von Daten, die ein Signal aus einem Blutbereich in einer interessierenden Zone des zu untersuchenden biologischen Körpers betonen, und/oder von Daten, die am wenigsten durch eine Inhomogenität des statischen Magnetfelds beeinflußt sind;
eine zweite Einrichtung zum Erfassen von Daten, bei denen eine Änderung der Magnetfeld-Inhomogenität (T₂*) in der interessierenden Zone betont ist; und
eine Steuerung zum gleichzeitigen Betreiben der ersten Erfassungseinrichtung und der zweiten Erfassungseinrichtung während einer vorbestimmten Impulsfolge nach dem Anlegen des hochfrequenten Magnetfeldes an den biologischen Körper; und
eine Einrichtung des zum Verdeutlichen des durch die erste und die zweite Erfassungseinrichtung erhaltenen Bildes.

7. Vorrichtung nach Anspruch 6, bei der die Verdeutlichungseinrichtung einschließt:
eine Einrichtung zum Ermitteln eines Faktors, um einen Korrekturfaktor derart zu erhalten, daß die Differenz zwischen einem Blutgefäßbild und einem T₂*-betonten Bild dann Null wird, wenn das Gehirn nicht aktiviert ist; und
eine Korrektureinrichtung zum Erhalten eines funktionellen Bildes aus dem Blutgefäßbild und dem T₂*-betonten Bild, die durch Anwendung des Korrekturfaktors korrigiert werden, wenn das Gehirn aktiviert ist.

8. Vorrichtung nach Anspruch 6, bei dem die Verdeutlichungseinrichtung einschließt:
eine Verhältnisbildungseinrichtung, um für jedes Bildelement eines Blutgefäß bildes und eines T₂*-betonten Bildes ein Verhältnis zu erhalten, während das Gehirn nicht aktiviert ist;
eine Differenzbildungseinrichtung, um eine erste Differenz der Blutgefäßbilder zu erhalten und eine zweite Differenz der T₂*-betonten Bilder zu erhalten, bevor und nachdem das Gehirn aktiviert wurde; und
eine Multipliziereinrichtung zum Multiplizieren des Verhältnisses mit entweder der ersten oder der zweiten Differenz, um eine dritte Differenz zwischen der mit dem Verhältnis multiplizierten Differenz und einer nicht mit dem Verhältnis multiplizierten Differenz (der ersten oder der zweiten Differenz) zu erhalten.

9. Vorrichtung nach Anspruch 6, bei der die Verdeutlichungseinrichtung einschließt:
eine Verhältnisbildungseinrichtung, um ein Verhältnis für jedes Bildelement eines Blutgefäßbildes und eines T₂*-betonten Bildes zu erhalten, während das Gehirn nicht aktiviert ist; und
eine Multipliziereinrichtung zum Multiplizieren des Verhältnisses mit entweder dem Blutgefäßbild oder dem T₂*-betonten Bild, um eine Differenz zwischen dem mit dem Verhältnis multiplizierten Bild und dem nicht mit dem Verhältnis multiplizierten Bild zu erhalten.

10. Bildgebende Kernspinresonanz-Vorrichtung, ausgestattet mit einer Sequenz generatoreinrichtung zur Ausführung einer schnellen Spinechobildgebung, bei der ein Kopfabschnitt eines biologischen Körpers mit einem gleichförmigen statischen Magnetfeld beaufschlagt wird und ein hochfrequentes Magnetfeld sowie ein Gradienten-Magnetfeld nach Maßgabe einer vorbestimmten Impulssequenz angelegt werden, so daß ein magneti sches Kernspinresonanzsignal (Kernspinresonanz-Signal) von dem Kopfabschnitt erfaßt wird, um ein Gehirnfunktionsbild zu erhalten, dadurch gekennzeichnet, daß die Position von für die Rekonstruktion eines Bildes verwendeten Echodaten gegenüber der Mitte jedes Spinechos verschoben wird, welches von einem 180°-Impuls oder einer Inversion eines Gradienten-Magnetfeldes erzeugt wird.

11. Bildgebende Kernspinresonanz-Vorrichtung, ausgestattet mit einer Sequenz generatoreinrichtung zur Ausführung einer schnellen Spinechobildgebung, bei der ein Kopfabschnitt eines biologischen Körpers mit einem gleichförmigen statischen Magnetfeld beaufschlagt wird und ein hochfrequentes Magnetfeld sowie ein Gradienten-Magnetfeld nach Maßgabe einer vorbestimmten Impulssequenz angelegt werden, so daß ein magneti sches Kernspinresonanzsignal (Kernspinresonanz-Signal) von dem Kopfabschnitt erfaßt wird, um ein Gehirnfunktionsbild zu erhalten, dadurch gekennzeichnet, daß
mindestens zwei Mehrfach-Gradientenechos dadurch erzeugt werden, daß ein Lese-Gradienten-Magnetfeld mehrmals umgeschaltet wird, nachdem ein Kernspin durch einen vorbestimmten hochfrequenten Impuls erregt wurde;
jedem Block eines Gradientenechos ein unterschiedlicher Phasenkodierungs betrag zugewiesen wird, und daß
die Position von für die Rekonstruktion eines Bildes zu verwendenden Echo daten verschoben wird.

12. Vorrichtung nach Anspruch 10 oder 11 zur Verwendung eines Mehrfach- Gradientenechos, bei der die Sequenzgeneratoreinrichtung dadurch gekennzeich net ist, daß eine Spitzen-Echo-Position für das Mehrfach-Gradientenecho um eine gewisse Zeitkonstante gegenüber einer Spinecho-Erscheinungszeit derart verschoben wird, daß ein betontes Bild auf der Grundlage der so erfaßten Echosignale erhalten wird.

13. Vorrichtung nach Anspruch 10 oder 11, bei der eine asymmetrische Kodierung oder ein asymmetrischer Lese-Gradient eingesetzt wird, so daß die erste Hälfte des Spinechos wirksam genutzt wird.

14. Vorrichtung zum Anzeigen von Kernspinresonanz-Bildern, gekenn zeichnet durch ein Überlappungssystem, welches ein angiographisches Bild mit einem funktio nellen Bild überlappt.