DE69219475T2

DE69219475T2 - Ultraschnelle multisektions-ganzkörper-bildgebung mittels magnetischer resonanz durch gradient- und spin-echo(grase) bildsequenzen

Info

Publication number: DE69219475T2
Application number: DE69219475T
Authority: DE
Inventors: David Feinberg; Koichi Oshio
Original assignee: Brigham and Womens Hospital Inc
Current assignee: Brigham and Womens Hospital Inc
Priority date: 1991-07-05
Filing date: 1992-07-06
Publication date: 1997-11-06
Anticipated expiration: 2012-07-07
Also published as: EP0604441A1; USRE35656E; DE69219475D1; EP0604441B1; EP0604441A4; CA2112893A1; JPH07502907A; US5270654A; CA2112893C; JP2926110B2; WO1993001509A1; JPH11216129A; AU2337092A

Description

1. Bereich der Erfindung.

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf magnetische Resonanzabbildungen (MRI) unter Anwendung der magnetischen Kernresonanz- (NMR) Phänomene in der zuordnung zu ausgewählten NMR Atomkernen eines Patientenbildvolumens in einem MRI Apparat. In mehr spezieller Weise ist die Erfindung auf ein Verfahren und einen Apparat zum Erzielen einer MRI NMR Pulssequenz gerichtet, die Gradient- und Spinecho- (GRASE) MRI-Techniken in vorteilhafter Weise kombiniert.

2. Einschlägiger Stand der Technik

Im Verlauf etwa der letzten zehn Jahre wurden handelsübliche MRI Systeme in gebrauchsfähigem Zustand verfügbar. Einige magnetische resonanzspektroskopische Abbildungs- (MRSI) Apparate sind derzeit ziemlich gut bekannt und zumindest unter Laborbedingungen im Einsatz. Ähnliche MRI-Techniken werden sowohl bei MRI als auch bei MRSI verwendet und das Kürzel MRI wird nachfolgend kollektiv entweder für eine oder beide derartigen Techniken und Apparate benutzt werden.
Bei üblichen MRI Apparaten wird der interessierende Körperteil des Patienten innerhalb eines vorbestimmten Abbildungsvolumens des Patienten positioniert, wo eine starke Magnet- (beispielsweise in Kryogen, Widerstand und/oder Permanent) Struktur ein im wesentlichen konstantes und homogenes Magnetfeld B&sub0; erzeugt. In dem MRI Apparat sind auch übliche Gradientspulenstrukturen unterschiedlicher Typen eingeschlossen, um eine schnelle Überlagerung der Magnetgradienten mit dem Basismagnetfeld B&sub0; im Abbildungsvolumen zu ermöglichen. Typischerweise sind diese Magnetgradienten mit Gx, Gy und Gz bezeichnet -- die die Positionierung der Gradienten in dem üblichen x,y,z Cartesianischen Koordinatensystem anzeigen (das B&sub0;-Feld wird typischerweise mit der z-Achse desselben Koordinatensystems ausgerichtet). Auch sind Radiofrequenz- (RF) Spulen fest mit dem Abbildungsvolumen RF gekoppelt, sowohl für die Übertragung als auch den Empfang von RF Signalen zum bzw. vom Gewebeatomkernen (tissue nuclei) des Patienten.
Wie es dem Fachkundigen wohlbekannt ist, neigen Atomkerne, die eine ungerade Anzahl von Protonen (beispielsweise Wasserstoff-Atomkerne) haben, dazu, ihre rotierenden netzmagnetischen Momente auf das ruhende Hintergrundmagnetfeld B&sub0; auszurichten. Wird es jedoch einem passenden RF Signal bei geeigneter Larmorfrequenz (proportional dem Magnetfeld im Bereich des Atomkerns) unterworfen, so werden die rotierenden netzmagnetischen Momente eines wesentlichen Teiles solcher Atomkerne aus der ruhenden Orientierung herausgekippt oder nutiert (geschwenkt). Wenn dann die Atomkerne anschließend von solchen elektromagnetischen Nutationskräften entlastet sind, tendieren sie dazu, wieder in die ruhende Ausrichtung zurückzukehren, -- und werden charakteristische RF Signale aussenden, die mittels geeigneter MRI RF Empfangsschaltungen aufgenommen werden können. Werden die NMR Atomkerne in einem ausgewählten Bildvolumen bestimmten Frequenzen von RF Nutationsimpulsen und magnetischen Gradientimpulsen unterworfen, können NMR RF Reaktionen ermittelt und verarbeitet werden (beispielsweise über mehrdimensionale Fourier Transformation), um so Daten zu erhalten, die die räumliche Verteilung der NMR Atomkerne innerhalb des abgebildeten Volumens repräsentieren. Solche Daten können dann visuell abgebildet werden, wobei die Intensität oder Farbe jedes Pixels oder jeder Pixelgruppe in einem zweidimensionalen Display die NMR Atomkerndichte in einem entsprechend ausgewählten räumlichen Bereich innerhalb des abgebildeten Volumens repräsentiert.
Kommerziell verfügbare MRI Systeme schließen hochentwickelte Computersteuersysteme ein, um für bestimmte Arten von MRI Effekten vorprogrammierte NMR Sequenzen von RF und magnetischen Gradientimpulsen bereitzustellen. Tatsächlich kann jede gewünschte NMR Sequenz innerhalb der Betriebsgrenzen von RF und magnetischen Gradienttreibern programmiert werden (beispielsweise bezüglich Größe, Anlauf- und Auslauf zeiten, maximale Einschaltdauer, usw.). Dies ermöglicht in der Tat eine unbegrenzte Zahl von Kombinations- und Permutationsmöglichkeiten von RF und magnetischen Gradientimpulsen, und viele dieser Möglichkeiten müssen überhaupt erst noch erforscht werden.
Über die Jahre hinweg wurden viele verschiedene MRI Jmpulssequenzen entwickelt und sie werden verwendet, um verschiedene Typen von Patientengewebe mit Erfolg abzubilden. Einige der bekannten MRI Impulssequenzen werden nachfolgend kurz beschrieben:

Spinecho (SE) MRI (FIG.2)

Typischerweise findet beim üblichen SE-Verfahren während jedes Wiederholungsintervalls oder TR ein Anfangs-90º RF Nutationsimpuls, gefolgt von einem oder mehreren 180º RF Nutationsimpulsen, Verwendung, um Spinecho RF Reaktionen zu bilden. Es wird lediglich ein Echo pro 180º RF Nutationsimpuls für eine vorgegebene Abbildung erfaßt (falls mehrfache Echos empfangen werden, wird jedes von ihnen für jeweils entsprechend unterschiedliche Echoaufnahmen verwendet). Jedes SE ist in einer Richtung (z.B. der y-Achse) unterschiedlich von allen anderen SE-Reaktionen phasencodiert, um so einen unterschiedlichen Teil des phasencodierten "k"- Raumes aufzunehmen (trace out). Eine zweidimensionale Fourier Transformation der Daten des erfaßten k-Raumes liefert schließlich Daten, die zur direkten Wiedergabe einer aussagekräftigen visuellen Abbildung auf einem CRT oder dergleichen verwendet werden können. Diese Technik benötigt deshalb typischerweise eine lange MRI Datenerfassungszeit (z.B. mehrere Minuten), um die benötigte Anzahl (beispielsweise 256 oder 512) phansencodierter Spinechos zur Komplettierung eines Bildes zu erzeugen. In US-A-4970465 ist ein Beispiel für eine Spinechotechnik bekannter Art beschrieben, bei der eine Mehrzahl von 180º RF Nutationsimpulsen nach einem anfänglichen 90º Nutationsimpuls am Beginn einer TR Periode verwendet wird.
Echoplanarabbildung (EPI) MRI (FIG.3)
Bei dem üblichen EPI wird typischerweise ein anfänglicher 90º RF Nutationsimpuls (und ein optionaler 180º RF Nutationsimpuls) verwendet, um ein Spinecho zu erzeugen, das danach wiederholt nachfokussiert wird, und zwar mittels eines ausgelesenen Magnetgradienten, dessen Polarität schnell verändert werden kann, um eine Folge von mehrfachen "Gradientechos" (Stufenechos) (GE) zu bilden. Jedes dieser GE ist typischerweise entweder durch einen kleinen, konstanten, phasencodierten Magnetgradienten oder durch einen zwischen den Echos auftretenden kleinen magnetischen Gradientimpuls unterschiedlich phasencodiert. Während eine EPI Sequenz einen vollen Bildsatz in sehr kurzer Zeit (von beispielsweise mehreren 10 Millisekunden) sammeln kann, erfordert sie eine vergleichsweise sehr hoch entwickelte MRI Systemhardware.
MBEST, ABEST und Instascan (Oridge et al, Magn. Reson. Med., Vol 10, Seite 227 (1989); Feinberg et al, Magn. Reson. Med., Vol 13, p162 (1990); Rzedzian et al, Amer. J. Roentgenol, Vol 149, p245 (1987)) sind Varianten der originalen EPI k-Raumtrajektorie, wie sie von Mansfield et al vorgeschlagen wurde. Diese Verfahren verstellen die Signaltrajektorie kontinuierlich entlang der Phasenachse des k-Raumes während der Echofolge.

Schnelle Erfassung mit Entspannungsverbesserung (RARE) MRI (FIG.4)

(RARE = Rapid Acquisiton with Relaxation Enhancement)
Übliche RARE Sequenzen starten typischerweise ebenfalls mit einem 90º RF Nutationsimpuls. Danach wird eine Folge von 180º RF Nutationsimpulsen angelegt, um mehrfache Spinechos zu erzeugen. Jedes Spinecho ist unterschiedlich phasencodiert, um anschließend den k- Raum nacheinander aufzunehmen (trace out) . Dabei wird jedoch nach jedem Echo ein Phasendecodierimpuls von umgekehrter Polarität angewendet, um zum Ursprung des k-Raumes zurückzukehren. Dieses hilft bei der Unterdrückung stimulierter Echoartefakte, die sonst infolge von Unzulänglichkeiten bei den 180º RF Nutationsimpulsen auftreten könnten. Nachdem ein 180º RF Nutationsimpuls zur Erzeugung jedes Echos benötigt wird, ist die Bilderfassungszeit wesentlich länger als bei EPI. Auch RARE benötigt typischerweise Mehrfachanregungen (d.h. mehrfache TR Intervalle), um einen kompletten Bilddatensatz zusammenzustellen, wohingegen EPI typischerweise in "einem Schuß" (d.h. in einem TR Intervall) vollzogen werden kann.

Kleinkippwinkel Verfahren (FIG.5)

(Small Flip Angle Methods)
Das übliche Kleinkippwinkel (z.B. GRASS, FLASH, FISP, etc.) MRI verwendet einen Anfangs-RF Nutationsimpuls reduzierter Größe (d.h. unter 90º, z.B. 45º oder sogar geringer), um ein relativ hohes Signal/Rausch- Verhältnis (S/N Signal to noise) innerhalb einer verkürzten Wiederholzeit TR zu erhalten. Möglicherweise besteht der Hauptnachteil dieses Verfahrens darin, daß der sich ergebende Bildkontrast von dem bei Anwendung von SE MRI verschieden ist -- was derzeit bei klinischem MRI akzeptierter Stand der Technik ist.
EPI (z.B. Mansfield et al, J. Magn. Reson., Vol 27, p.101 (1977)) ist bekannt dafür, höhere Hardware Anforderungen an MRI Systeme zu stellen, einschließlich statische Feld- B&sub0; Homogenität, magnetische Gradientleistung und magnetische Gradientschaltzeit. Obwohl die RF nachfokussierte Variante der Echoplanarabbildung, RARE, (beispielsweise Henning et al, Mag. Reson. Med., Vol 3, Seite 823 (1986)) weder durch chemische Verschiebung, Bildverzerrungen noch durch andere Feldinhomogenitätseffekte beeinträchtigt ist, ist es bemerkenswert langsamer. Die Verwendung von schichtselektiven 180º RF Nutationsimpulsen erfordert mehr Zeit als die Gradientpolaritätsumschaltung (im Bereich von Millisekunden im Vergleich zu Mikrosekunden). Ein zweiter Nachteil von RARE ist seine wesentlich höhere RF Energiebelastung, SAR, die die gegenwärtig für zulässig erachteten Sicherheitsgrenzwerte in Bezug auf den menschlichen Körper überschreiten kann.
Eine früher vorgeschlagene Lösung zur Minimierung der Einschränkungen von EPI und RARE ist, innerhalb der Echofolge zwischen Gradient- und RF Nachfokussierung zu wechseln, wie in früheren Untersuchungen der Einzelschuß-Innenraumabbildung angeregt wurde (Feinberg et al, Proceedings Fifth Annual Meeting of the Society of Magnetic Resonance in Medicine, P.950 (1986)). Dieser Abstract ist nicht nur im Zusammenhang unverständlich, sondern er offenbart auch nur die Anwendung mit einem einzigen Unterabschnitt einer Schicht (definiert durch quer unterteilte Schichten). Außerdem offenbart er keine Anweisung für die Kombination von GE mit SE. Noch erkennt oder beschäftigt sich dieser früh veröffentlichte Abstract mit den verschiedenen möglichen Ursachen für Artefakte und Fehler, die dann auftreten, wenn GE und SE tatsächlich kombiniert werden.
Während das MRI im letzten Jahrzehnt rasch verbessert wurde, ist es bemerkenswert, daß die Mehrschicht-2DFT Spinechoabbildung (Crooks, Radionlogy (1982)) der am meisten allgemein anerkannte Stand der Technik für routinemäßige, klinische MRI Untersuchungen des Körpers und des Kopfes geblieben ist. Seit der frühsten Untersuchungen in 1982 gab es eine fortschreitende Zunahme des Bildsignal/ Rauschverhältnisses (S/N) aufgrund der Hardwareverbesserung und Impulssequenzverbesserung (Feinberg et al, Radiology (1985)). Das resultierende höhere System S/N erlaubte schnellere Aufnahmezeiten durch Reduzieren der Anzahl der Anregungen (NEX), sonst zur Anhebung des S/N verwendet. Konjugierte Datensynthese (Halbe Fourier oder NEX = 1/2) bringt nahezu einen weiteren Faktor zwei in der Reduzierung der Aufnahmezeit ein, indem eine natürliche Symmetrie in den Spinechosignalen für die Computersynthese der Hälfte der phasencodierten Signalen vorteilhaft angewendet wird. Das Verfahren der konjugierten Synthese hat identischen Gewebekontrast, chemische Verschiebung und räumliche Auflösung, wie die reguläre Spinechoabbildung, aber mit einer erwarteten S/N Reduzierung von ungefähr 30 bis 40%, akzeptabel für viele T2 gewertete Bildschirm-Untersuchungen (T2 weighted screening exams).
Eine alternative Lösung für schnellere Abbildung, RARE, (Henning et al, Magn. Reson Med. Vol 3, Seite 823 (1986); Henning et al, Magn. Recon. Imag., Vol 6, Seite 391 (1988)) verringert die Aufnahmezeit, indem die Phasencodierung während mehrfacher Zyklen (TR) der Signalanregung durchgeführt wird. Eine Reduzierung der Anzahl von Aufnahmeabschnitten kann einen ungünstigen Einfluß haben. Diese Aufnahmen haben dennoch einen der konventionelle Spinechoabbildung ähnlichen Kontrast, mit einer 8- bis 16-fachen Reduzierung der Aufnahmezeit gegenüber NEX = 1 Spinechotechniken. Die Aufnahmegeschwindigkeit ist derzeit begrenzt durch RARE's erhöhte RF Energiebelastung im menschlichen Körper (SAR), verursacht durch das schnelle Einbringen einer großen Zahl von 180º RF Nutationsimpulsen. Letztendlich wird die Geschwindigkeit der RARE-Abbildung physikalisch durch die ziemlich große Gesamtzeitperiode begrenzt, die für mehrfache schichtselektive 180º RF Impulse benötigt wird, währenddessen die NMR Signale nicht ausgelesen werden können.
Bei EPI (Manfield et al, J. Magn. Reson., Vol 27, p.101 (1977)) kann anstelle der langsameren RF Nachfokussierung von RARE die Signalnachfokussierung durch rasche Gradientpolaritätsumschaltung verwendet werden. Auf diese Weise können sowohl EPI als auch seine modernen Varianten, MBEST und Instascan, Aufnahmen in Abbildungszeiten unter 100 msec erstellt wurde.
Diese EPI-Verfahren erzeugen eine größere Menge von chemischen Verschiebungen auf der Bildphasenachse (eher als auf der Frequenzachse), typischerweise eine 10 Pixel Fehlregistrierung zwischen Wasser und Fett. Dieses Problem kann durch Verwendung von fettunterdrückenden Methoden abgewehrt werden. Die EPI Abbildungen hatten typischerweise eine niedrigere räumliche Auflösung sowie S/N als die Spinechoabbildung, das durch vielfache Anregungszyklen (multiple TR) und längere Abbildungszeiten als bei der ursprünglichen Einzelschuß-Technik verbessert werden kann. Für EPI sind eine Gradienthardware mit hoher maximaler Gradientleistung und kurze Gradienteinschwingzeiten notwendig, was bis heute die Anwendungen von EPI tatsächlich auf eine Handvoll Forschungszentren begrenzt haben.
Es sind ebenfalls mehrere erteilte Patente bekannt, die sich offensichtlich mit MRI-Techniken befassen, bei denen schichtselektive RF Nutationsimpulse (bezogen auf dasselbe Raumvolumen) mit der Erzeugung sowohl von Spinechos als auch Gradientechos verknüpft werden:
U.S. Patent No. 4,796,635 - Dumoulin (1989);
US. Patent No. 4,818,942 - Rzedzian(1989);
US. Patent No. 4,833,407 - Holland et al (1989);
US. Patent No. 4,896,113 - Pelc (1990); and
US. Patent No. 4,901,020 - Ladebeck et al (1990).

Dumoulin

scheint in erster Linie konventionelle Echosequenzen zu benutzen, die durch Gradientumkehrungen (d.h. "Gradientechos") erzeugt werden. Es gibt keinen Hinweis auf eine Anwendung von mehreren 180º RF Nutationsimpulsen in jedem TR Intervall.

Rzedzian

benutzt offensichtlich mehrere Gradientechos nach jedem 90 Grad - 180 Grad RF Impulspaar. Besondere k-Raum Durchquerungen sind ebenso enthalten. Jedoch taucht in diesem Dokument weder ein Hinweis auf die Wiederholung eines 180º RF Impulses und mehrerer Teilfolgen von Gradientechos nach einem Anfangs-90 Grad RF Impuls in jedem TR Intervall noch auf eine nichtsequentielle Durchquerung des k-Raumes auf.

Holland et al

generiert ein einzelnes Spinecho und mindestens ein Gradientecho pro TR und bildet jedes in einem gemeinsamen k-Raum ab, um ein einziges Bild zu erzeugen. Die phasencodierten Impulse in der jeweiligen TR werden durch etwa 1/4 des k-Raumes abgelenkt, so daß die oberen zwei Viertel des k-Raumes jeweils allmählich vervollständigt werden, solange aufeinanderfolgende TR Intervalle auftreten. Danach wird eine Komplexkonjugation angewandt, um die untere Hälfte des k-Raumes symmetrisch aufzubauen. Es ist nicht vorgesehen, mehrere Spinechos in einer Einzelechofolge anzuwenden, aus diesem Grund zeigt das Impulssequenz-Diagramm eine Redundanz in der Sequenz nach einer Spinechogruppe von Gradientechos. Es gibt keinen Hinweis auf mehrfache 180º RF Impulse in einem TR Intervall. Holland benutzt "vielfache" TR Anregungen mit einem einzelnen Spinecho während jeder TR Anregung --, die ferner durch zwei Gradientechos codiert wird, die wiederum komplexkonjugiert werden, um zwei zusätzliche synthetisierte Signale zu erzeugen, somit eine vierfache Verkleinerung der Abbildungszeit gegenüber der Spinechaabbildung.

Pelc

benutzt mehrere Spinechos und mehrere Gradientechos in jeder TR (d.h. nach jedem 90º RF Nutationsimpuls). Es scheint jedoch, daß sie alle dieselbe Phasencodierung haben und zur Mittelwertbildung benutzt werden, um sie auf dieselbe Linie des k-Raumes abzubilden. Mit anderen Worten, Pelc kombiniert nicht Daten aus den mehrfachen Spinechos, um die Abbildungsgeschwindigkeit zu verbessern. Statt dessen benutzt Pelc Informationen von den am zweiten Spinecho angrenzenden Gradientechos nur für verschiedene Fehlerkorrekturen.

Ladebeck et al

scheint zumindest ein Spinecho und eine Mehrzahl von Gradientechos innerhalb einer einzelnen TR anzuwenden. Es scheint jedoch, daß die Spinechos und die Gradientechos im k-Raum getrennt erfaßt werden, um jeweils getrennte Bilder zu erzeugen. Außerdem gibt es keinen offensichtlichen Hinweis auf die Anwendung von mehreren Gradientechos nach einem 180º RF Impuls.
Der Anmelder wurde durch eine Recherche des Standes der Technik auf die folgenden Druckschriften aufmerksam gemacht, die noch weniger relevant zu sein scheinen:
U.S. Patent No. 4,792,758 - Sattin (1988)
U.S. Patent No. 4,800,889 - Dumaulin et al (1989)
U.S. Patent No. 4,871,967 - Rotem et al (1989)
U.S. Patent No. 4,893,081 - Zur (1990)
U.S. Patent No. 4,896,112 - Ratzel et al (1990)
U.S. Patent No. 4,959,611 - Brovost et al(1990)
Der am nächsten kommende, uns bekannte Stand der Technik ist möglicherweise:
Rzedzian and Pykett IL, Amer. J. Roentgenol. 49, 245 (1987);
Feinberg DA, US. Patent No. 4,684,891 (Aug 1987);
Hennig J., Frieburg H., Magn. Reson. Imag. 6, 391 (1988);
Mansfield P., Ordidge R.J. and Coxan, J. Phys E21, 278 (1988); and
Feinberg et al 1986 SMRM Abstract.
Die Druckschriften Rzedzian et al, Hennig et al und Feinberg et al wurden bereits oben kurz beschrieben.
Das Feinberg 1981 Patent ist ein Beispiel für die Anwendung von schichtselektiven 90º und 180º RF Impulsen pro TR Intervall, um eine Folge von phasencodierten Spinechos zu erzeugen, die nach einer T2 Korrektur zum Füllen des k-Raumes eines gemeinsamen Bildes benutzt werden.
EP-A-0240319 beschreibt ein MRI System, in dem 180º Impulse wiederholt an ein Schichtvolumen angelegt und zwischen Paaren der 180º Impulse eine Mehrzahl von Lesegradientimpulsen alternierender Polarität angelegt werden, um Teilfolgen von mehreren Gradientechos zu erzeugen.
WO 91/02263 beschreibt ein ähnliches System.
EP-A-0318212 beschreibt ein weiteres, bekanntes MRI System, in dem ein Spinecho und ein Gradientecho in jeder magnetischen Resonanzsequenzwiederholung erzeugt werden. Spin- und Gradientechos, die nach einem einzelnen 180º Impuls zeitsequentiell erfaßt wurden, sind entlang der Phasencodierachse des k-Raumes nichtsequentiell angeordnet und mit entsprechenden Signalen, die in weiteren Anregungssequenzen erfaßt wurden, meinandergeschichtet (interleaved).

Kurze Zusammenfassung der Erfindung

Obwohl die früheren eingeschränkten Versuche von Feinberg et al (Supra, Soc. Magn. Res. In Med., p.950, (1986)), Gradientechos mit Spinechos in jedem TR Intervall zu kombinieren, mißlungen waren, haben wir die Arbeit an dem Problem fortgesetzt und sind nun erfolgreich. Das heißt, wir haben nun eine funktionierende Klasse von MRI NMR Impulssequenzen entwickelt, die GE (z.B. wie bei EPI benutzt) und SE wirkungsvoll kombinieren können, um viele der Vorteile, die die jeweilige vorbekannte MRI Technik getrennt genießt, zu erzielen -- wobei sogar einige der jeweiligen Nachteile, die früher bei diesen individuellen Techniken bemerkt wurden, vermieden werden. Durch Erzeugung von vielfachen kurzen Gradientechofolgen zwischen aufeinanderfolgenden 180º RF Nutationsimpulsen in einem einzigen TR Intervall entwickeln sich Feldinhomogenitäts- und chemische Verschiebungseffekte über die relativ kurze Zeitperiode zwischen angrenzenden 180º RF Impulsen -- anstatt über die lange Zeit der gesamten Echofalge wie bei EPI. Die Vorteile gegenüber RARE schließen eine verminderte RF Energiebelastung (SAR) und potentiell viel schnellere Aufnahmezeiten ein. Diese kombinierte Anregungsvorgehensweise, die hier als Gradient- und Spinecho- (GRASE) Abbildung definiert wird, hat eine sehr schnelle, zwischen EPI und RARE liegende Abbildungsgeschwindigkeit.
Gemäß einer Ausführung der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum Erzeugen von MRI (magnetic resonance imaging (magnetische Resonanzabbildung)) Signalen von NMR (nuclear magnetic resonance (kernmagnetische Resonanz)) Atomkernen innerhalb eines Bildvolumens durch Atomkernnutation in einem Schichtvolumen geschaffen, um ein TR (timed repetition (Takt)) Intervall einzuleiten, wobei wiederholt NMR RF Nachfokussierimpulse angelegt werden, um die Atomkernnutation in demselben Schichtvolumen mit im wesentlichen 180º in den folgenden Intervallen innerhalb desselben TR Intervalls weiterzutreiben und um so eine Folge bzw. Reihe von NMR Spinechos zu erzeugen, und wobei zwischen Paaren von NMR RF Nachfokussierimpulsen mehrere Lesegradientimpulse (Ausgabe-Stufenimpulse) wechselnder Polarität angelegt werden, um Teilfolgen von Mehrgradientechos zwischen den NMR RF Nachfokussierimpulsen zu erzeugen, dadurch gekennzeichnet, daß jedes der Intervalle zwischen den NMR RF Nachfokussierimpulsen untereinander gleich und im wesentlichen doppelt so groß ist wie das Intervall zwischen der Anfangsnutationsstufe und dem ersten NMR RF Nachfokussierimpuls und daß die erhaltenen zeitsequentiellen Echosignale in eine nichtsequentielle Anordnung entlang der Phasencodierachse des k-Raumes phasencodiert werden, um die Frequenz der Phasenfehlermodulation zu vermindern, die in sequentieller Anordnung der zeitsequentiellen Echosignale entlang der Phasencodierachse des k-Raumes verbunden ist.
Gemäß einer weiteren Ausführung der vorliegenden Erfindung wird eine Vorrichtung zum Erzeugen von MRI (magnetic resonance imaging) Signalen von NMR (nuclear magnetic resonance) Atomkernen innerhalb eines Bildvolumens mit Mitteln zur Nutationsbewegung von Atomkernen innerhalb eines Schichtvolumens geschaffen, um ein TR (timed repetition) Intervall einzuleiten und um wiederholt NMR RF Nachfokussierimpulse anzulegen, um die Atomkernnutation in demselben Schichtvolumen mit im wesentlichen 180º in den nachfolgenden Intervallen innerhalb desselben TR Intervalls weiterzutreiben und um so eine Folge von NMR Spinechos zu erzeugen, und Mittel, um zwischen Paaren der NMR RF Nachfokussierimpulsen mehrere Lesegradientimpulse wechselnder Polarität anzulegen, um Teilfolgen von Mehrgradientechos zwischen den NMR RF Nachfokussierimpulsen zu erzeugen, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel für die Nutationsbewegung eingesetzt werden, um jedes der Intervalle zwischen den NMR RF Nachfokussierimpulsen untereinander gleich und im wesentlichen doppelt so groß wie das Intervall zwischen der Anfangsnutationsstufe und dem ersten NMR RF Nachfokussierimpuls zu machen, und daß die Mittel zum Phasencodieren der erfaßten zeitsequentiellen Echosignale in eine nichtsequentielle Anordnung entlang der Phasencodiersachse des k-Raumes vorgesehen sind, um die Frequenz der Phasenfehlermodulation zu vermindern, die in sequentieller Anordnung der zeitsequentiellen Echosignale entlang der Phasencodierachse des k-Raumes verbunden ist.
Die exemplarische Vorrichtung von GRASE wendet mehr als einen 180º RF Nutationsimpuls pro TR Intervall an und kombiniert alle resultierenden Echodaten in eine gemeinsame k-Raum Bildebene, um eine höhere Geschwindigkeit zu erzielen. EPIJ Techniken (auch die mit MBEST und Instascan bezeichneten modernen Varianten) wenden nur einen 180º RF Nutationsimpuls pro TR Intervall in der Sequenz an und kombinieren Daten aus einem Bereich um eine einzelne Hahn Echozeit. Durch die Anwendung mehrerer 180º RF Impulse pro TR Intervall begrenzt GRASE der Menge der chemischen Verschiebungs- und Verzerrungsfehler, die aufgrund der Feldinhomogenität entstehen.
Die neuartige GRASE Technik ermöglicht eine hohe Abbildungsgeschwindigkeit des Körpers und Kopfes mit einem Gewebekontrast, ähnlich der üblichen Spinechaabbildung, und ohne bedeutende SAR Zunahme. In der bekannten exemplarischen Ausführung ist GRASE etwa 25 mal schneller als die Spinechaabbildung, bei hoher Raumauflösung und Bildqualität Die Mehrschicht-Körperabbildung in 18 Sekunden bei einer TR von 2 Sekunden verhindert eine Bildverschlechterung durch Atembewegung und verringert die peristaltisch verursachten Artefakte. Die Vorteile der exemplarischen GRASE Technik umfassen geringere chemische Verschiebung, geringere Bildverzerrung aufgrund der Feldinhomogenität und ihr nachgewiesener Betrieb an klinischen MR Systemen ohne Modifikation der Gradienthardware. Es ist auch eine wesentliche Verbesserung der T2 bewerteten (weighted) Bauchraum MRI möglich.
Schichtselektive 90º und mehrschichtselektive 180º RF Impulse erzeugen in jeder TR eine Folge von Spinechosignalen. Jedes Spinechosignal wird ebenfalls mit mehreren Lesegradienten wiederholt nachfokussiert, um mehrfache Gradientechosignale aus jedem Spinecho zu erzeugen. Durch Kombination dieses Prozesses in einem Standard-Mehrschicht-Anregungsschema werden große Verbesserungen gegenüber den üblichen Abbildungsverfahren erreicht, indem das Verhältnis vom Nutz- zu Rauschsignal pro Abbildungszeit zunimmt und die Abbildungszeit stark abnimmmt, um ca. das 24-fache.
Die Erfindung erzeugt mehrfache Gradientechos aus Spinechos, während in früheren Arbeiten von anderen typischerweise entweder nur Gradientechos oder nur Spinechos zur Erzeugung von Bildern verwendet wurden. Der Vorteil von GRASE gegenüber RARE (mehrfache Spinechotechnik) umfaßt die Erzeugung von mehr Signalen pro 90º RF Anregung (schnellere Abbildung), höheres Signal- Rauschverhältnis pro Aufnahmezeit und niedrigere RF Energiebelastung für den menschlichen Körper (SAR). Die Vorteile gegenüber der Echoplanarabbildung (EPI oder Gradientechotechniken) umfassen verminderten T2* Abfall, höheres S/N pro Bild, geringere Bildverzerrung durch Feldinhomogenität und chemischen Verschiebungsartefakt. Anders als bei EPI kann GRASE in kommerziell erhältlichen Standard MRI Bilderzeugern implementiert werden.
GRASE erlaubt die Erzeugung von T2 bewerteten Bildern in etwa 18 Sekunden, die Zeit für das Anhalten des Atems, wodurch die bei MRI Aufnahmen des menschlichen Bauchraumes und des Brustkorbs durch die Atembewegung auftretende Verschwommenheit beseitigt wird. Diese T2 bewerteten Mehrschichtaufnahmen werden in annähernd der 1/24-stel Zeit der bekannten Abbildungen erreicht und erlauben somit eine schnelle Abbildung der Patienten, geeignet für die Bewegung in längeren Zeitintervallen, z.B. für Pediatric-Patienten oder Notfall-Traumapatienten. Die Diffusionsempfindlichkeit der Bilder erlaubt eine thermische Abbildung für eingreifende Lasertherapie. GRASE kann auch zur Reduzierung der Aufnahmezeit von komplizierteren Verfahren, 3D Mehrplattenbilder, hohe räumliche Auflösung (512x512 Pixelfelder) und Flußaufnahmen benutzt werden. Annähernde "Echtzeit-" oder Film-MR-Verfahren können auch eine Erweiterung von GRASE sein und erlauben eine Umwandlung von MRI in ein diagnostisches Werkzeug, mit derartigen Vorteilen, wie sie gegenwärtig bei der Ultraschallaufnahme angewandt werden.
Die GRASE Sequenz kann praktisch in jeden kommerziell erhältlichen MRI Bilderzeuger eingebaut werden. Die magnetische Gradient-Vorrichtung (maximale Leistung, Anstiegszeit und Stabilität) ermittelt die größtmögliche Anzahl von Signalen, die in einem Anregungszyklus erlangt werden kann. Mehr als zwei Gradientechos pro Spinecho schließen vorzugsweise eine zusätzliche Datenkorrektur für variablen T2* Effekt, T2-Effekt und Phasenverschiebung zwischen den Gradientechos ein.
Während die unter einer Sekunde betragende Aufnahmezeit von EPI weitgehend die Herzbewegungsartefakte bewältigt, würde eine Aufnahme unter 20 Sekunden bei Verwendung von GRASE MRI ausreichend schnell sein, um einem Patienten das Anhalten des Atems zu ermöglichen und damit die Atembewegungsartefakte weitgehend zu beseitigen, die bekanntlich die klinische Verwendbarkeit der T2 bewerteten Mehrschicht-Körperabbildung begrenzen. Mit diesem Ziel im Auge haben wir die Gradientnachfokussier- und die RF Nachfokussiertechniken kombiniert. Gradient-Nachfokussierverfahren werden zur Erzeugung verschiedener Signale aus den jeweiligen mehrfachen RF nachfokussierten Spinechos verwendet, um wesentliche Zeitverbesserungen gegenüber RARE und ein reduziertes SAR zu erreichen.
Gleichermaßen kann die Bildqualität auf einem sehr hohen Niveau und mit sehr viel weniger chemischen Verschiebungen als bei EPI beibehalten werden. Weiter unten wird beschrieben, welche wesentlichen Hindernisse bei den Versuchen, GRASE zu verwirklichen, aufgrund der inhärenten Modulation der Feldinhomogenitäts- und chemischer Verschiebungseffekte in der GRASE Echofalge anfänglich auftauchten. Dieses führte zu einer vollständig neuen k-Raum Bildtrajektorie in der exemplarischen GRASE Vorrichtung, die sich von den in den RARE und EPI Techniken typischerweise benutzten k-Raum Bildtrajektorien deutlich unterscheidet. Im Vergleich dazu durchläuft die exemplarische GRASE k-Raum Trajektorie mehrfache, diskontinuierliche und zweckmäßig modulierte Pfade auf der k-Raum-Phasenachse in Abhängigkeit von der Zeit in der Echofolge, um die chemischen Bildverschiebungs- und Feldinhomogenitätsfehler zu reduzieren.
Die exemplarische GRASE-Technik verwendet mehrfache Gradientnachfokusierungen zwischen mehreren 180º RF Nachfokussierimpulsen und kombiniert alle resultierenden Signale in ein Bild, mit einer Herabsetzung der Aufnahmezeit, die proportional zur Anzahl der gewonnenen Signale ist. Es ist wahrscheinlich nicht möglich, dieses komplexe Verfahren durch Anwendung irgendeiner einfachen Kombination von bekannten Aufnahmeverfahren zu bewerkstelligen, wie das Kombinieren bekannter Verfahren wie der Echoplanar-Gradientechoabbildung mit mehrfachen 180º RF RARE.
In dieser Hinsicht ist GRASE kein Verfahren der einfachen Generierung von Mehrfachgradientechos aus einem einzelnen Spinecho (was verschiedene andere verfolgt haben) der Sequenzen vom Echoplanartyp. Ein Nachteil derartiger früherer Versuche sind die Feldinhomogenitätsfehler, der T2* Abfall, die chemische Verschiebung und ein niedriges Signal-Rausch-Verhältnis, die alle bekannte Probleme des EPI sind.
Unsere GRASE MRI Technik ist wahrscheinlich die erfolgreichste, zumindest teilweise, wegen vier bevorzugten Merkmalen der exemplarischen Bildsequenz.

I. Echoerzeugung

Erstens, wie vorstehend erwähnt, werden die Gradientechos und Spinechos sequentiell kombiniert, indem zwei oder mehr 180º RF Impulse und zwei oder mehr Gradientechos pro Spinecho oder pro jedem 180º RF Nutationsimpuls verwendet werden. Dieser erste Schritt reduziert den SAR, die chemische Verschiebung, die Feldinhomogenitätsfehler und den T2* Abfall der Signale und erhöht die Signalamplitude für ein höhere Signal-Rausch- Verhältnisse.

II. K-Raumtrajektorie

Zweitens, unsere exemplarische GRASE Technik demoduliert die verbleibenden kleinen Feldinhomogenitätsfehler (die sonst naturgemäß moduliert werden würden, wenn diese Gradientechos und Spinechos kombiniert werden --, d.h. nebeneinander im Zwischenschichtverfahren (interleaved fashion) im k-Raum und gemeinsam einer Fourier Transformation unterzogen werden, um ein Einzelbild zu erzeugen) . Ohne diesen zweiten Schritt werden der Vorteil der reduzierten Feldinhomogenitätsfehler und die oben erwähnten Probleme durch Benutzung von mehrfachen 180º Impulsen nicht adäquat erfüllt, weil verschiedene Bildartefakte von den diskontinuierlichen Mustern der verbliebenen, kleinen Phasenfehler herrühren können, die über die gesamte Echofolge vorhanden sind. Sobald die Signale mit den mehrfachen, zeitlich sequentiellen magnetischen Gradient- und den 180º RF-Nachfokussierungen erfaßt sind, wird vorzugsweise nur eine spezifische komplexe Ordnung der Phasencodierung verwendet, um dieses periodische Muster (Modulation) der verbliebenen kleinen Feldinhomogenitäts- und chemischen Verschiebungsphasenfehler auf der Phasenachse des 2D und 3D k-Raumes zu reduzieren oder im wesentlichen zu beseitigen.
III. Phasen- und Magnituden-Korrekturen unter Anwendung der Anfangsanregung.
Nachdem eine Anfangsanregung in jedem Fall vorzuziehen ist (um einen stationären TR-Zustand herzustellen), benutzen wir diese Gelegenheit, einen Musterdatensatz zu gewinnen, aus dem der Phasenfehler und der T2-, T2*- Abfall für die gesamte anschließende Buddatenerfassungssequenz festgelegt werden kann. Einmal auf die Weise erfaßt, werden üblicherweise all diese Bilddaten in Bezug auf die Phasenfolge und den T2- und T2*-Abfall korrigiert.

IV. Echoverschiebung

Diese spezielle GRASE Phasencodiertrajektorie wird für sich ausreichen, um eine erfolgreiche Bildformation durch Fourier Transformation zu gestatten. Jedoch können einige kleine Diskontinuitäten im Phasenfehler auch dann in dem Datensatz verbleiben (weil die Signale alle in derselben jeweiligen zeitlichen Position in Bezug auf die Hahn-Echozeit aufgenommen werden), was zu einem diskontinuierlichen oder stufenartigen Muster der Phasenfehler führt (mit einer Stufenzahl, die der Zahl der Gradientechos zwischen jedem 180º RF Nachfokussierimpuls entspricht). Durch unterschiedliche Zeitverschiebung der zeitlichen Position einer jeden Gradientechogruppe (in Bezug auf die Hahn Echozeit) in einem speziellen Muster kann dieses Stufenmuster in mehrere kleinere Stufen unterteilt werden. Auf diese Weise kann der Datensatz zu einer im wesentlichen kontinuierlichen, linearen Veränderung des Phasenfehlers (durch den k-Raum durch) gezwungen werden, so daß die Fourier Transformation im wesentlichen lineare Daten als Eingabe hat. Unsere Erfahrung zeigt, daß ohne diese Stufe die Körperbereiche, in denen Gewebe mit Fett- und Wasserdichte aneinander angrenzen, ein Band von Artefaktsignalen parallel zu dieser Gewebegrenze haben können. Diese Stufe der Echozeitverschiebung führt daher schließlich zu einem im wesentlichen vollständig artefaktfreien Bild.
Alle diese Stufen zusammen werden vorzugsweise in der exemplarischen GRASE-Technik benutzt, um damit Bilder von extrem hoher Qualität und ultraschneller Aufnahmegeschwindigkeit zu erzeugen. Die anderen bekannten ultraschnellen Aufnahmeverfahren mit ungleichen phasencodierten Gradientechos in langen Echofolgen (z.B. EPI, MBEST und Instascan) sind mit sehr großen Bildartefakten, einer chemischen Verschiebung und einem Verlust des Signal/Rausch-Verhältnisses behaftet, die nur mit teuren Verbesserungen im Hardware-Gradientsystem, die diese Fehler vermindern, kompensiert werden können. Diese letzteren Techniken müssen jedoch einen hohen Preis im Bildsignal/Rauschverhältnis zahlen, da sie eine sehr große Signalbandbreite benötigen und trotzdem überwinden sie nicht den Feldinhomogenitätsfehler und die chemischen Verschiebungsprobleme.
Es könnte eingewandt werden, daß die erste exemplarische GRASE-Stufe in dem früheren 1986 SMRM Abstract von Feinberg et al empfohlen wurde. Jedoch wurde tatsächlich dort eine andere, "inner volume imaging" genannte Impulssequenz diskutiert. Auf jeden Fall wurde kein spezifischer Weg zum Kombinieren der Gradientnachfokussierung und der 180º RF-Nachfokussierung beschrieben. Es wurde lediglich ausgesagt, daß die beiden irgendwie zu kombinieren seien und es wurde kein Impulssequenzdiagramm gezeigt. Ferner waren die MRI- Experten nicht imstande, das in diesem Abstract beschriebene Verfahren zu verstehen. Das 1986 Abstract beschrieb tatsächlich ein mißlungenes Experiment, das keine erfolgreichen menschlichen oder biologischen Aufnahmen erstellte. Es konnten nur Aufnahmen von homogenen Öl- oder Wasserphantomen gemacht werden, wegen der ungeheueren Fehler, die beim Versuch einer gemeinsamen Abbildung von Öl- und Wasserkomponenten entstehen. Der Feinberg et al 1986 Abstract beschreibt auch nur ein "inner volume-echo planar imaging" genanntes Aufnahmeverfahren, in dem orthogonale Anordnungen einer 90º RF Anregung und 180º RF-Nachfokussierung (nicht parallel, d.h. im wesentlichen kongruente, volumenselektive NMR RF Anregungen, wie in den exemplarischen Multischicht-GRASE-Sequenzen) verwendet wurden, so daß nur ein kleinerer Unterabschnitt eines Bildes erstellt werden konnte -- und keine gesamte Querschnittsaufnahme, wie sie in der exemplarischen GRASE-Technik erzeugt wird.
Es sind 3DFT Abbildungsverfahren bekannt, die hohe Datenerfassungszeiten bei der unabhängigen Codierung von dreidimensionalen Räumen erfordern. Die Einbeziehung der 3D Raumcodierung bei der Multischichterfassung ist früher berechnet worden (Crooks et al), wobei lange Abbildungszeiten (T=TR x PEy x PEz x NEX) für 256x8 Schichten pro Platte erforderlich waren. Für T2 gewertete Bilder T=(2sec)x(256)x(8)x(1) werden somit 64 Minuten benötigt. Es wurde als möglich erachtet, daß benachbarte 3D T2 gewertete Bilder durch eine Verschmelzung von multizyklischen GRASE Abbildungsverfahren in einer akzeptableren Aufnahmezeit erzielt werden können.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Diese sowie andere Vorteile und Ziele dieser Erfindung werden verständlicher durch Studium der nachfolgenden detaillierten Offenbarung von exemplarischen Klassen von GRASE MRI NMR Impulssequenzen, in Verbindung mit den begleitenden Zeichnungen:
FIG.1 ist ein generalisiertes und vereinfachtes schematisches Blockdiagramm eines MRI Sytems, das zur Ausführung von exemplarischen GRASE MRI Impulssequenzen ausgelegt ist;
FIG.2 bis FIG.5 stellt verschiedene MRI Impulssequenzen des Standes der Technik schematisch dar;
FIG.6 zeigt graphisch die Magnitudänderungen in Abhängigkeit des T2- und T2* Echoabfalls für die Daten, die ohne Phasendecodierung erzielt werden;
FIG.7A stellt schematisch einen hier bevorzugten Typ einer GRASE MRI Impulssequenz dar, in der eine RF nachfokussierte Echofolge mit dem CPMG Schema und innerhalb jedes RF Echos gebildet ist, und mehrfache Datenlinien werden unter Anwendung von Gradientumkehrungen erfaßt, während jede Datenlinie durch Gy Gradientimpulse unterschiedlich phasencodiert wird (die Anzahl eines jeden Signals entspricht der k-Raum Anordnung in FIG.7B) und die gesamte Sequenz mit den geringfügig veränderten (Pfeile) phasencodierten Vorsprüngen wiederholt wird.
FIG.7B stellt schematisch die k-Raumtrajektorie für die exemplarische GRASE MRI Impulssequenz der FIG.7A dar (wobei die Kennziffern auf der linken Seite den Signalkennzeichnungen in FIG.7A entsprechen) und zeigt die Trajektone zum Überscannen eines wesentlichen Teils des k-Raumes innerhalb jedes RF nachfokussierte Echos mit einer jeweils gering abweichenden (d.h. versetzten) Ausgangsposition und mit mehrfach aufeinanderfolgenden Anregungszyklen, die ineinandergeschichtet sind derart, daß sie den k-Raum füllen;
FIG.7C zeigt schematisch die ausgefüllte Datenstruktur des k-Raumes für die exemplarische GRASE Sequenz der FIG.7A (die rechte Seite stellt den k-Raum Datensatz dar, die Pfeile zeigen die Richtung der Datenabtastung, auf der linken Seite sind der T2- und T2* Abfall und die durch die "chemische Verschiebung" und Feldinhomogenität auf der Phasenachse verursachte Phasenverschiebung dargestellt);
FIGEN.8A-8C vergleichen die k-Raumtrajektorien von a) der exemplarischen FIG.7A GRASE Sequenz, b) der RARE Sequenz und c) der EPI Sequenz (die Kennziffern auf der linken Seite entsprechen der Ordnung der Signalkennzeichnung als Funtion der Zeit in der Echofolge und zeigen, daß bei EPI und RARE die k-Raumtrajektorien kontinuierlich zu der Phasenachse versetzt sind, während bei GRASE die zeitliche Trajektone diskontinuierlich ist und annähernd den gesamten k-Raum innerhalb jedes RF nachfokussierten Echos überstreicht (scan over), mit geringfügig abweichenden Ausgangspositionen nach jedem 180º RF Impuls und mit mehrfachen Anregungszyklen, die danach den k-Raum in einer Art Zwischenschichtung (interleaved manner) sowohl bei GRASE als auch beim multiyklischen RARE füllen, obwohl sowohl RARE als auch EPI sich zeitlich kontinuierlich entlang der ky Phasenachse bewegen, so daß bei EPI die chemischen Verschiebungs- und Feldinhomogenitätsfehler sich über die gesamte k-Raumtrajektorie ansammeln);
FIG.9 zeigt schematisch eine exemplarische 3D GRASE MRI Sequenz;
FIG.10 zeigt schematisch eine exemplarische diffusionsgewertete (diffusion weighted) GRASE MRI Sequenz;
FIG.11 zeigt schematisch eine exemplarische Echozeitverschiebungstechnik, die vorzugsweise in allen GRASE MRI Sequenzen benutzt wird, um die Bildqualität weiter zu verbessern; und
FIGen.12A-12B zeigen ferner schematisch eine exemplarische Echozeitverschiebungstechnik aus FIG.11 und stellen den möglichen Zusammenstoß derselben im k-Raum und die angesammelten Phasenverschiebungs-Artefakten, sowohl mit und ohne derartiger Echozeitverschiebung dar.

Detaillierte Beschreibung von bevorzugten, exemplarischen Ausführungen der Erfindung

Ein typisches MRI-System ist schematisch in Blockform in FIG.1 gezeigt. Hier wird ein großer Hauptmagnet 50 (z.B. ein Kryogener oder Widerstandselektromagnet oder eine Kombination davon oder, insbesondere in niedrigeren Feld MRI-Systemen, eine Permanentmagnetstruktur) benutzt, um ein im wesentlich homogenes Grundmagnetfeld B&sub0; durch das Bildvolumen 52 des Patienten ständig zu generieren. Typischerweise ist B&sub0; parallel zu der z- Achse des üblichen Kartesianischen Koordinaten Systems ausgerichtet, wie es auch in FIG.1 dargestellt ist. Konventionelle magnetische Gradientspulen 54 sind typischerweise innerhalb der Hauptmagnetstruktur angeordnet und sind unabhängig kontrollierbar, so daß ein oder mehrere gewünschte Magnetgradienten in dem Grundmagnetfeld innerhalb des Bildvolumens 52 des Patienten entlang einer der orthogonalen Kaardinatenrichtungen (z.B. typischerweise als Magnetgradienten Gx, Gy, Gz, angeführt) rasch erzeugt werden. Dicht an das Bildvolumen 52 des Patienten sind RF Spulen gekoppelt (ggf. eine einzige Spule, sowohl zum übertragen als auch zum Empfangen von Vorgängen, oder verschiedene Spulen für unterschiedliche RF Signalisierungszwecke), die die übertragung und/oder den Empfang von NMR RF Signalen zu bzw. von den NMR Atomkernen innerhalb des Bildvolumens 52 des Patienten erlauben.
Diese Komponenten sind üblicherweise mit einem MRI RF und einem Systemregler 60 verbunden (die sich üblicherweise meistens in einem separaten Raum außerhalb des abgeschirmten Raumes des Hauptmagneten 50 befinden). Es sind ebenfalls, entweder als ein Teil des MRI RF und des Systemreglers 60 oder als ein separater Satz des MRI Coputersystems, ein Bildwiederherstellungs- und Prozeßapparat 62 vorgesehen, um die roh erfaßten RF NMR Antwortsignale zu verarbeiten (typischerweise nach geeigneter RF Signalbearbeitung und digitaler überprüfung), um visuelle Bilder auf dem ORT Bildschirm einer Steuerkonsole 64 (oder anders, zum Erzeugen sichtbarer digitalisierter Bilder in einem Magnet-, Silizium-, Fotofilm oder anderer visueller Anzeigemedien) zu erzeugen. Eine Bedienungsperson kann üblicherweie die gesamte MRI Systembedienung (einschließlich der Wahl der im besonderen gewünschten MRI Impulsequenzen) von der Tastatur der Konsole 64 aus steuern.
In FIG.1 ist auch der Steuerprogrammspeicher einschließlich eines geeigneten GRASE Steuerprogramms für das Ausführen der exemplarischen GRASE MRI Impulssequenzen dargestellt, die nachfolgend beschrieben sind. Die der komplexen Materie des MRI Sachkundigen sollten im Stande sein, die exemplarischen GRASE MRI Impulsequenz(en) auf ein geeignetes Computersteuerprogramm für jedes gesonderte MRI Sytem routinemäßig umzusetzen, ohne daß es einer ausführlichen Beschreibung von derartiger exemplarischer Programmierung in der Form von Programmcode, Flußdiagramen oder ähnlichem bedarf. Der Speicher 66 in FIG.1 kann alle konventionellen Programmspeichermedien, wie Magnetdiskette, Magnetband, Silizium-Speichermedien und ähnliche, enthalten. Durch Anwählen über die Bedienungssteuerung an der Konsole 64 wird das GRASE Steuerprogramm im Speicher 66 aufgerufen und durch die MRI RF und Systemsteuerung 60 ausgeführt, so daß die gewünschte Sequenz der RF MNR Nutationsimpulse und der magnetischen Gradientimpulse für die nachfolgend beschriebenen exemplarischen GRASE MRI Impulsequenz(en) erzeugt werden.
Die typischen MRI Impissequenzen gemäß dem Stand der Technik, die in FIGen.2-5 dargestellt sind, sind bereits oben beschrieben worden und bedürfen deshalb hier keiner weiteren Beschreibung. Es soll genügen zu sagen, daß sie von den exemplarischen GRASE MRI Impulssequenzen, die in den nachfolgenden Figuren und im Text dieser Patentanmeldung beschrieben sind, beträchtlich abweichen.
Eine exemplarische GRASE MRI Impulsequenz gemäß dieser Erfindung wird in FG.7A gezeigt. Die ausgewählte Schicht wird zunächst durch einen 90º RF Nutationsimpuls angeregt und danach wird eine Folge von Spinechos durch eine oder mehrere 180º RF Impulse generiert. Für jedes RF nachfokussiertes Spinecho werden mehrfache Gradientechos durch schnelles Umschalten der Polarität des Auslesegradienten (read-out gradient) erzeugt. Jedes auf diese Weise erzeugte Echo wird, zu Beginn und am Ende einer jeden Gradientechofolge und der kurzen Echozeichen zwischen jedem Gradientecho, durch phasencodierte und decodierte Impulse unterschiedlich phasencodiert. Die Darstellung der k-Ebene dieses besonderen, exemplarischen Phasencodierungsschemas ist in den FIGEN.7A und 7B verdeutlicht. Um die Sequenz in den handelsüblichen Scannern zu implementieren, sollte sie mit den phasencodierten Gradienten geringfügig versetzt in jedem Anregungszyklus wiederholt werden, so daß die gesamte k-Ebene am Ende im Zwischenschichtverfahren überzogen ist. Wenn aber schnellere Hardware zur Verfügung steht, ist es auch möglich, ein ganzes Bild in einem Schuß zu scannen, (d.h. innerhalb eines TR Intervalls, das nur eine 90º NMR Anfangsanregung beinhaltet).
Die GRASE Impulsequenz benutzt vorteilhaft sowohl die RF nachfokussierten Echos als auch die Gradient nachfokussierten Echos. Einige Vorteile der Anwendung von Gradientechos ( z.B. Vorteile gegenüber eine RARE Sequenz) sind:
- Es ist schneller. Da es einen geringeren Overhead von Nachfokussierungs-RF Impulsen gibt, ist die erforderliche Zeit pro Echo kürzer als bei einer RARE Sequenz.
- Die Energiebelastung ist geringer. Eine der Probleme der RARE Sequenz ist die hohe RF Energiebelastung für den Patienten. Unsere GRASE Sequenz benötigt weniger RF Impulse als RARE und der SAR-Wert kann daher auf die gegenwärtige FDA Richtlinie reduziert werden.
Einige Vorteile bei der Anwendung von RF nachfokussierten Echos (z.B. Vorteile gegenüber einer Echoplanarsequenz) sind:
- Es gibt weniger Artefakte. Die Feldinhomogenität verursacht bei der Echoplanarabbildung einer räumliche Verzerrung in dem erfaßten Bild. Durch Anwendung von Nachfokussierungs-RF Impulsen ist unserer GRASE Verfahren weniger empfindlich bezüglich einer Feldinhomogenität.
In der exemplarischen GRASE MRI Sequenz sind die Anzahl der RF nachfokussierten Echos pro Anregung und die Anzahl der Gradientechos pro Nachfokussierungs-RF Impuls einstellbar, um die Sequenz für eine bestimmte Anwendung zu optimieren. Zum Beispiel, mit 8 RF Echos pro Anregung und 4 Gradientechos pro Nachfokussierungs- RF Impuls (G4-R8) können 32 Echos pro Anregung bei Anwendung eines RF Echointervalls von 20 ms und einem Abtastfenster von 2 ms aufgefangen werden, das mit den handelsüblichen Scannern durchgeführt werden kann. Mit einer TR von 2000 msec können 256x256 Multischichtaufnahmen in 16 Sekunden erzeugt werden.
Ein kleiner Einstellfehler oder ein Gradientfehler können einen Phasenfehler in den rekonstruierten Bildern verursachen. Üblicherweise werden Magnitudenbilder (magnitude images) benutzt und dieser Phasenfehlertyp beeinträchtigt das Bild daher nicht. Wenn aber der Wert des Phasenfehlers unterschiedlich für jedes Echo ist (was in einer GRASE Sequenz möglich ist), wird ein Schattenartefakt resultieren, auch wenn nur ein Magnitudenbild gemacht wird. Die Magnitude (magnitude) des jeweiligen Echos variiert also in Abhängigkeit des T2 und des T2* Abfalls. Dieses verursacht ebenfalls einen schattenähnlichen Artefakt.
Diese Fehler können wenigstens teilweise durch folgende Schritte korrigiert werden, indem ein Probedatensatz, der mittels des phasencodierten Gradientimpulses erhalten wird, ausgeschaltet wird. Dieses kann mit der ersten Anregung, die zum Herstellen eines stationären Zustandes angewendet wird, geschehen, ohne die Scannzeit zu erhöhen.

Korrekturschritte:

1. Sammlung von Musterdaten (template data collection)

Sammeln eines NGExNSE "template" Datensatzes mit ausgeschalteten Phasencodierimpulsen. Dieses kann mit der ersten 90º RF Nutationsanregung der Abbildungssequenz geschehen. Da eine zusätzliche Anregung zu Beginn für die Herstellung eines stationären Zustandes vor der ersten Messung von Bilddaten ohnehin notwendig ist, benötigt diese Musterdatensammlung keine zusätzliche Scannzeit. Von dieser Musterdatei können drei Arten von Informationen erhalten werden, d.h. der Phasenfehler, der T2- und der T2* Abfall.

2. Phasenkorrektur

Der Phasenfehler kommt hauptsächlich von verschiedenartigen Einstellungsfehlern der Hardware. Die zwei wichtigsten Komponenten davon sind ein konstanter Phasenfehler innerhalb eines Echos und ein Echopositionsfehler. Nach der Fourier Tansformation oder im wiederhergestellten Bild sind diese der nullten und ersten Ordnung (einer, der über das Bild konstant ist, und einer, der sich linear mit der räumlichen Position verändert) . Der Fehler nullter Ordnung kann abgeschätzt werden durch
e&sub0; = arg[Σsi] (Mittelwert)
wobei si der komplexe Wert des i-ten Datenpixels nach der lD Tranformation ist. Der Fehler erster Ordnung kann abgeschätzt werden durch
e&sub1; = arg[Σsi-1 si*] (Autokorrelation)
wobei si der komplexe Wert des i-ten Datenpixels nach der lD Tranformation ist und si* der komplexkonjugierte Wert von si. Siehe C.B. Ahn and Z.H. Oho, IEEE Trans. Med. Imag. MI-6, 32 (1987). Die Phasenfehler nullter und erter Ordnung können korrigiert werden durch
si = si(cos e&sub0; + jsin e&sub0;) (cos e&sub1;i+ jsin e&sub1;i)
Dieser Schritt wird nach der 1DFT gemacht. Diese Korrektur wird für jedes der NGExNSE Echos ausgeführt Echos mit derselben relativen Einstellung in Bezug auf den 90º RF Impuls, aber bei unterschiedlichen Anregungen, können unter Anwendung derselben Musterdaten korrigiert werden. Zusätzliche 1DFT in der anderen Richtung führen zu wiederhergestellten Bildern.

3. T2- und T2* Korrektur

Da die Musterdaten ohne Phasencodierung gewonnen werden, entspricht jedes Echo in dem Datensatz derselben DC Linie im k-Raum und es sollte dieselbe Amplitude haben. Dennoch ändert sich die Größe, wie in FIG.6 gezeigt, in Abhängigkeit des T2- und T2* Abfalls vom Echo.
Die drei Kurven in FIG.6 entsprechen den drei Gradientechogruppen. Die mittlere Gruppe entspricht den Hahn Spinechos und die Kurve widerspiegelt den T2 Abfall. Der Unterschied zwischen den Echogruppen entsteht durch den T2* Abfall. Diese Magnitudenmodulation verursacht Artefakte im Bild, die als Verschwommenheit, Schatten und Tönungen, in Abhängigkeit von den T2- und T2* Werten. Dies kann meistens durch eine umgekehrte Bemessung der unbearbeiteten Daten korrigiert werden (K. Oshio and M. Singh, Magn. Reson. Med. 11, 389 (1989)). Dennoch erhöht dies das Rauschen, da die Prozedur das Dividieren durch kleine Zahlen einschließt.
Es ist auch möglich, nur eine Polarität des Lesegradienten für die Signalaufzeichnung zu benutzen, um solche Korrekturschritte auszuschalten. Wenn zwei Gradientechos auf beiden Seiten der TE verwendet werden, wird der Abfall von T2* und T2 ähnlich sein und die Gradienten werden dieselbe Polarität haben, so daß eine Zeitumkehr nicht notwendig ist. Dies ist der Preis dafür, daß keines der drei möglichen Signale nach jedem 180º RF Impuls verwendet wird, siehe FIG.7A.
Zahlreiche Phasencodierschemen können für unsere Aufnahmeverfahren verwendet werden. Zum Beispiel können zwei oder mehr Bilder mit unterschiedlicher T2 Wertung, äquivalent zu einem ersten und zweiten Echobild, generiert werden, indem eine redundante Phasencodierung während der ersten und zweiten Hälfte der Echofolge gemacht wird und die Daten getrennt für die 2DFT Wiederherstellung gruppiert werden.
Ein unterschiedliches Phasencodierschema wird in der bevorzugten exemplarischen GRASE Impulsequenz gemäß FIG.7 verwendet. Eine RF nachfokussierte Echofolge wird durch die Verwendung eines CPMG Schemas (90º-180º-180º- ...) gebildet, wobei eine Anzahl von Spinechos (NSE) und drei oder mehr (d.h. eine Zahl NGR) gradientabgerufener (gradient recalled) Echos, zentriert um jede Hahn Spinechozeit, erzeugt werden. Deshalb ist die Gesamtzahl der Signale pro Echofalge das Produkt der Zahl der RF nachfokussierten Echos NSE und der Zahl der gradientabgerufenen Echos pro RF Echo NGR. In unserer exemplarischen Ausführung ist NSE gleich acht und NGR gleich drei, was insgesamt 24 Signale pro Anregung ergibt. Acht Anregungen decken 256x192 Datenpunkte des k-Raumes ab. Das Standardschema der Mehrabschnittanregung wurde unter Verwendung schichtselektiver RF Anregungen und Frequenzversetzungen für Mehrschichtabbildung ausgeführt.
Ohne die Verwendung mehrfacher 180º RF Impulse werden bei EPI die chemische Verschiebungs- und Feldinhomogenitätsfehler viel größer, da sie sich über die gesamte Echofolge entwickeln.
Jedes Signal ist unterschiedlich phasencodiert, um 24 Linien im k-Raum durch Phasencodierimpulse, die jedem Signal vorangehen, zu scannen. Die Phasencodierung wird vor dem nächsten RF Nachfokussierimpuls in einer bei der RARE Sequenz ähnlich verwendeten Weise auf Null zurückgesetzt.
Es ist offensichtlich, daß die Wirkung der T2* und der chemischen Verschiebung sich im Verlauf jeder Gradientechofolge unterscheidet. Das heißt, daß diese Abweichungen mit der Periodizität eines jeden 180º RF Impulsintervalls wieder auftreten. Kurz gesagt, bei einer zeitlichen Bewegung von Echo zu Echo werden die T2* und die chemischen Verschiebungsänderungen moduliert. Wenn daher diese Echofolge einen kontinuierlich anwachsenden Pfad durch die phasencodierte Achse des k- Raumes ausspüren würde, dann gäbe es entlang der Phasenachse des k-Raumes eine rapide Modulation der chemischen Verschiebungs- und T2*-Änderungen Nach einer 2D Fourier Transformation würde dies zu schattenartigen Artefakten im Bild führen. Bei EPI wird die Phasencodierung während der Echofalge kontinuierlich ansteigen, das in einer anwachsenden Verlagerung entlang der Phasenache des k-Raumes resultiert, wie in FIG.8B dargestellt.
Um eine solche chemische Verschiebungsmodulation zu demodulieren und wirksam zu entfernen, wird die k-Raumtrajektone zweckmäßig weiter mit derselben Periodizität moduliert (d.h. entsprechend der Periodizität der chemischen Verschiebungsmodulation). Bei einer Neueinrichtung dieser bezüglich der Phasenordnung kontinuierlichen Signale (mehr als bezüglich der Erfassungszeitordnung) können die chemischen Verschiebungsschwankungen in einer kontinuierlichen Schwankung quer über die gesamte Phasenachse des k-Raumes aufgezeichnet werden. Auf der orthogonalen Frequenzachse des k-Raumes tritt eine chemische Verschiebung quer auf nur in der Abtastfensterzeit, die im Verhältnis zu den Phasenachsen- Zeitintervallen klein ist.
Was in der beispielhaften GRASE Sequenz gemäß FIG.7A im speziellen geschieht, ist, daß die Phasencodierung sich durch jede von drei großen Zuwächsen des k-Raumes während der drei jeweils zugehörigen gradientabgerufenen Signalen durchtastet, wie in FIG.7B oder 70 gezeigt. Der nächste Satz von drei Signalen (d.h. in dem nächsten RF nachfokussierten Echo und noch innerhalb desselben FID) hat eine identische k-Raumtrajektorie, abgesehen von einen Versatz durch einen viel kleinere Zunahme der Phasencodierung. In ähnlicher Weise ist die Phase von jeder nachfolgenden Gruppe von drei Echos durch einen kleinen, zusätzlichen Anstieg des Gradientoffsets versetzt, um gegebenenfalls alle benachbarten Linien des k-Raumes zu füllen. Nach einem vollständigen Anregungszyklus werden 24 gleichmäßig verteilte Linien im k-Raum erreicht. Der gesamte k-Raum wird durch die Wiederholung des Anregungszyklus mit ansteigenden Einpixeloffsets, die in der Phasencodierung sich ansammeln, bedeckt. Der Phasencodierungsbetrag, ky für die erste Anregung, m-tes RF Echo und n-tes Gradientecho, kann somit ausgedrückt werden als
ky(1,m,n) = 1+L(m-1)+LM(n-1)
wobei L und M die Gesamtzahl 90º RF Anregungszyklen bzw. die Zahl der 180º RF Nachfokussierimpulse sind.
Nach der Neuordnung der Signale, die zu kontinuierlichen Phasenzuwächsen im k-Raum führt, erhält man Modulationsmuster für T2, T2* und die Phasenverschiebungen aufgrund der chemischen Verschiebung und der Feldinhomogenität, wie in FIG.7C gezeigt. Die rechte Seite zeigt die neugeordneten k-Raumtrajektorien, während die linke Seite a) das Modulationsmuster des T2 und T2* Abfalls und b) die Phasenverschiebung durch "chemische Verschiebung" und Feldinhomogenität darstellt. Zusammenfassend, die chemische Verschiebungs- und Feldinhomogenitätsfehler werden im Verhältnis zu der kürzeren Zeit einer jeden Gradientechofolge reduziert, während die neue k-Raumtrajektorie die Modulation von diesen verbleibenden Fehlern beseitigt oder reduziert.
Die drei großen, im k-Raum dargestellten Bereiche entsprechen den drei Gradientechos, wie angegeben. Der T2* Abfall und die Phasenverschiebungen erfolgen nur zwischen diesen Signalgruppen und nicht innerhalb dieser. Dennoch variiert der Betrag des T2 Abfalls in Abhängigkeit von der Position des RF Echos innerhalb der gesamten Echofolge. Der T2 Abfall ist eigentlich ein Exponentialabfall, aber aufgrund des Mehrfachanregungsschemas wird er effektiv ein gestufter Abfall, da der T2 Abfall und die Phasenverschiebungen eines Echos für jede der Anregungen identisch sind.
Die Aufnahmezeit der GRASE Technik kann direkt als T=TRx(NLxNEX)/(NGRxNSE) ausgedrückt werden, wobei NL die Zahl der Bildlinien, NEX = Zahl der Anregungen, NGR = Zahl der gradientnachfokussierten Signalen pro Spinecho, NSE = Zahl der RF nachfokussierten Spinechos ist. Für eine TR von 2 Sekunden, 192 Bildlinien, 3 NGR und 8 NSE, für T von 16 Sekunden. Eine Anfangsanregung wird zur Herstellung eines stationären Zustandes von TR 2 Sekunden benutzt, das eine gesamte Aufnahmezeit von 18 Sekunden ergibt.
Die exemplarische GRASE Sequenz gemäß FIGEN.7A-7C wurde in einem 1.5 T system (G.E. Signa) implementiert, unter Verwendung der maximalen Gradientstärke von 1 gauss/cm, einer 4 msec Leseperiodendauer und eines 3.2 msec selektiven RF Impulses. Das Intervall zwischen den 180º Impulsen war 23 msec. Die effektive TE (die Zeit, in der der Ursprung des k-Raumes abgetastet wird) betrug 104 msec. Die Datenerfassungszeit betrug 9 x TR, wobei die Anfangsanregung einen stationären Zustand herstellt. Durch die Erzeugung der ersten Anregung ohne Phasencodierung, entsteht eine Musterkorrekturdatei. Diese Korrekturdatei wird für ungerade/gerade Gradientecho-Phasenverschiebungen und für T2 und T2* Magnitudenfilterung verwendet, um die Modulation des T2- und T2* Abfalls zu korrigieren (z.B. siehe Oshio et al, Magn. Reson. Med. 11, 389 (1989)).
Eine typische GRASE Abbildung des menschlichen Gehirns hatte ein Sichtfeld von 24 cm. Es wurden keine Fettunterdrückungsimpulse benutzt. Die Abbildung des Fettes innerhalb der Haut war gegenüber dem Gehirn symmetrisch zentriert, ohne eine relative Versetzung gegenüber der Wasserkomponente. Das Bild hatte im wesentlichen denselben Gewebekontrast wie ein Spinechobild. Viele kleine Gefäße, dunkel gebogene lineare Strukturen wurden in dem Bild aufgelöst. Es gab auch ein bemerkenswertes Fehlen von Schattenartefakten, räumlicher Verzerrung aufgrund der Feldinhomogenität oder chemischer Verschiebung in dem Fettsignal der Haut.
Es ist signifikant, daß diese Ausführung der GRASE Abbildung keine Verbesserungen der Gradienthardware noch Verbesserungen des statischen Magnetfeldes gegenüber handelsüblichen Abbildungssystemen erforderte. Die gesamte Datenerfassungszeit von 36 Sekunden für TR von 4000 msec. erzeugte in dieser besonderen Anwendung 22 multisektionale 5 mm dicke Bilder mit hoher Auflösung und T2 Wertung (weighting) von klinischer Brauchbarkeit.
Es ist ebenfall wichtig zu bemerken, daß die hohe Geschwindigkeit der GRASE Abbildung, abgesehen von den Unterschieden in der Signalbandbreite, nicht zu einen Signal zu Rausch Verlust führt, anders als das Verfahren der konjugierten Synthese (Halbe Fourier, NEX = 1/2), die nichtdestoweniger mit der GRASE Abbildung kombiniert werden konnte. Anders als RARE benutzt die GRASE Sequenz eine geringere relative Anzahl von zeitraubenden selektiven 180º RF Impulsen. Diese wirksamere Nutzung der insgesamt möglichen Signalperiode ergibt sowohl ein höheres S/N pro Aufnahmezeit als auch ein niedrigeres SAR. Ein bescheidener Anstieg der relativen Anzahl von Gradientechos zu RF Impulsen, z. B. 5 oder 7 anstatt 3, würde im Prinzip eine weitere Verbesserung in der Aufnahmegeschwindigkeit erlauben oder alternativ zur Erhöhung des S/N in den Bildern benutzt werden. Die Wirkung von derartigen längeren Gradientechofalgen auf den T2 Kontrast ist derzeit nicht bekannt.
Der Gewebekontrast bei GRASE ist im wesentlichen derselbe wie der von der Spinechaabbildung, was durch ein Bild vom menschlichen Gehirn nachgewiesen wurde. Dies kann aus dem Impulssequenzdiagramm und den FIG.7B und 7C ersehen werden, die zeigen, daß das zweite gradientabgerufene Echo sich in der Hahn Spinechoposition befindet. Diese Hahn Spinechos bedecken die Mitte des k-Raumes, was im wesentlichen den Hauptbildkontrast bestimmt. Die effektive TE ist das Zentrum der gesamten Echofolge bei diesem speziellen Experiment.
In Bezug auf die klinische Körperaufnahme ermöglicht das Anhalten des Atems während der 18 Sekunden Aufnahmezeit bei TR von 2 Sekunden eine T2 gewertete Abbildung, ohne auf Atembewegung zurückzuführende Artefakte. Mehrere Modifikationen der GRASE Abbildung für eine Doppelechaabbildung, Multiplatten 3D Volumenabbildung und für 512 x 512 Bilder können in klinisch akzeptablen Aufnahmezeiten durchgeführt werden. Unsere Ergebnisse zeigen, daß durch Einfügen von 180º RF Impulsen zwischen Gradientechofolgen und durch Herstellung einer neuen k-Raumtrajektorie eine sehr schnelle MR Abbildungen mit hoher räumlicher Auflösung ohne bedeutende Artefakte erzielt wird.
Kopf- und Körperaufnahmen von normalen Freiwilligen wurden in mehreren Aufnahmesitzungen bei der Neuentwicklung der GRASE Technik gemacht. Zwei Patienten mit bekannten radiologischen und klinischen Diagnosen von multiple Sklerose wurden während ihrer routinemäßigen T2 gewerteten Spinecho-Untersuchungen mit GRASE abgebildet.
Die GRASE Abbildung wurde wieder an einem 1.5 Tesla MR System (G.E. Signa) unter Anwendung einer maximalen Gradientstärke von 1 gauss/cm, bzw. 4 oder 2 msec Leseperiodendauer mit 23 oder 18 msec Intervall zwischen den 180º RF Impulsen implementiert. Die effektive TGE (die Zeit, in der der Ursprung des k-Raumes abgetastet wird) wurde von 80 msec bis 104 msec variiert. Die Datenerfassungszeit betrug 9 x TR, wobei die Anfangsanregung einen stationären Zustand herstellt.
Eine typische GRASE Kopfuntersuchung unter Anwendung von TR = 4 sec., NEX = 1 in 36 Sekunden hatte eine Bildqualität, die genügte, um sowohl den optischen Nerv als auch viele kleine radiale Gefäße in der weißen Masse des Neokortex darzustellen. Die CSF, die graue und weiße Masse hatten einen hohen Kontrast aufgrund der langen TR und der langen TE, 4 sec bzw. 104 msec.
In einer anderen Studie wurde ein Vergleich des Gewebekontrastes im Gehirn zwischen dem GRASE Spinecho und den RARE Aufnahmen mit ähnlicher TR=2.5 Sekunden und einer TE von 104-108 msec durchgeführt. Es lagen ähnliche graue und weiße Massen und CSF Kontraste vor, wie in zwei repräsentativen Ebenen gesehen wurde. In der RARE Aufnahme ist das Signal des Hautfettes viel größer als die entsprechenden Signale bei GRASE und der Spinechaabbildung. Der Flußartefakt in dem NEX=1/2 Spinechobild lag bei GRASE oder RARE nicht auf derselben Ebene vor.
Eine repräsentative GRASE Aufnahme eines Patienten mit multiple Sklerose zeigte deutlich eine MS Plache (plaque) in der weißen Masse des rechten Stirnlappens.
Coronale GRASE Aufnahmen des Bauchraums erhielt man in 18 Sekunden, TR 2 Sekunden und TE 80 msec für 11 Abschnitte. In diesen Bildern wurde kein durch Atembewegung verursachter Artefakt gesehen, da die Aufnahmen in einer einzigen Atempause durchgeführt wurden. Die Nierenarterienverzweigungen von der Aorta wurden ohne Bewegungsartefakt, die oft bei Spinechobildern vorliegen, demonstriert. Der Kontrast zwischen Leber, Milz und Niere war so, wie bei Spinecho T2 gewerteten Bildern erwartet.
Sagitale GRASE Aufnahmen des Lumbarsacralwirbelsäule veranschaulichten den myelographischen Effekt von CSF, bei TR gleich 3 Sekunden. Es gab einen bedeutenden Bandscheibenvorfall, der im Zwischenraum von L2-3 am größten war, und ein abnehmendes Signal von der L4-5 Bandscheibe, wahrscheinlich durch Fettverlust, alles typische Merkmale von degenerativen Bandscheibenerkrankungen.
Die Entwicklung der CT Technolgie für die Bauchraumaufnahme erforderte, nicht anders als MR, einen großen Sprung in der Geschwindigkeit, um von den früheren Kopfaufnahmen mit 3-minütiger Erfassungszeit zu den gegenwärtigen Scanzeiten von 3-4 Sekunden zu kommen. Die CT Körperabbildung ist derzeit von großem klinischen Nutzen, während MRI bis jetzt nicht imstande war, die Hürde der Atembewegung und der Organperistaltik zu überwinden, die die T2 gewertete Spinechoaufnahme, die andererseits große Empfindlichkeit für abdominale Pathologie aufweist, wesentlich abgewertet hat. T2 gewertete GRASE Bilder wurden ohne Atembewegung, während einer Atempause von 18 Sekunden, was die meisten Patienten erfüllen können, erstellt. Dies erforderte eine Absenkung der Aufnahmezeit um einen Faktor 25 gegenüber der Spinechaabbildung, NEX=1.
Der Gewebekontrast von GRASE ist in Theorie und Praxis dem der traditionellen Spinechaabbildung sehr nahe, da er vorwiegend durch die zentralen Gradientechos, die eigentlich Hahn Spinechos sind, bestimmt wird. Diese Hahn Spinechos bedecken den zentralen Teil des k- Raumes, wo die stärksten Bildsignale erfolgen. Daher können MS Plachen, anders als die kleinen Kippwinkelaufnahmen des Gehirns, die eine verminderte Empfindlichkeit in der Pathologie haben, unter Anwendung von GRASE, ähnlich wie mit Spinechoaufnahmen, aufgespürt werden. Zwei Patienten wurden sowohl mit Spinecho als auch GRASE aufgenommen und die Anzahl von MS Plachen auf identischen Ebenen des Gehirns wurden durch einen Neuroradiologen verglichen, der feststellte, daß die GRASE Abbildung alle Plachen, die im Spinechobild vorlagen, aufzeigte.
Es ist bedeutungsvoll, daß die GRASE Abbildung weniger 180º RF Impulse pro TR als RARE benutzt, und zwar mit einer größeren, entsprechenden Reduzierung von SAR. Weitere Verbesserungen in der GRASE Aufnahmezeit und der Reduzierung von SAR werden erforscht, durch Anwendung von NGR = 7, Durchführung von Untersuchungen mit 12 Sekundenaufnahmen, Halten einer konstanten Signalbrandbreite und eines konstanten S/N. RARE Abbildungsverfahren ergeben einen maximalen Faktor von 16 in der Reduzierung der Aufnahmezeit einer Spinechoabbildung. Die gegenwärtige SAR Grenze verhindert die Anregung mit der maximal möglichen Anzahl von Schichten mit RARE. Der Geschwindigkeitsvorteil von GRASE gegenüber RARE kann in der Signaldurchschnittszeit (average signal time) ausgedrückt werden. Durch Anwendung von exemplarischen Zeitwerten der selektiven 180º RF Anregung, einschließlich FID Spailergradienten (Trf) = 8 msec, phasencodierte und eingephaste Impulse (Tpe) = 4 msec und Lesegradient (Tro) = 4 msec, kann mit einer einfachen Formel berrechnet werden:
Signaldurchschnittszeit = (Trf + Tpe + NGR x Tro)/NGR
Bei RARE beträgt, mit NGR=1, die Durchschnittszeit (8+4+4)/1 = 14 msec pro Signal, äquivalent zu der Zeit zwischen den 180º RF Impulsen. Bei GRASE beträgt, mit NGR=3, die Durchschnittszeit (8+4+12)/3 = 8 msec pro Signal. Und mit NGR=7 ist die Durchschnittszeit pro Signal 5.8 msec. Die Wirkung eines erhöhten NGR auf den T2 Kontrast ist gegenwärtig nicht bekannt. Dennoch würden solche Veränderungen zu einer erhöhten chemischen Verschiebung führen, die bekanntlich sowohl bei Aufnahmen des Kopfes als auch des Körpers geringer als ein Pixel ist.
Es ist wichtig zu erkennen, daß die GRASE Abbildung eine Form der mehrfachen Spinechaabbildung ist und daher nicht die Artefakte der Gradientechobilder aufweist. Die Gradientechaabbildung verwendet nicht 180º RF Impulse, so daß ein niedriges S/N aufgrund von nicht beseitigten Feldinhomogenitätsfehlern, insbesondere in Körperbereichen fern vom Magnetzentrum, entsteht. Diese Feldinhomogenitätsfehler vergrößern sich kontinuierlich mit der Zeit zwischen der RF Anregung (90º oder weniger als 90º bei GRASS) und der Signalnachfokussierzeit TE. Bei der Spinechaabbildung drehen die 180º Impulse die Position des Spins um, was die Feldinhomogenitätsfehler bei der Hahn Spinechozeit beseitigt.
Im Vergleich dazu erzeugt die GRASE Abbildung Gradientechos in der Zeitumhüllung (time envelope) eines jeden RF nachfokussierten Spinechos. Die Feldinhomogenitätsfehler entstehen während der relativ kurzen Zeit zwischen dem gradientabgerufenen Echo und dem Zentrum der entsprechenden Spinechaumhüllung, nicht in der gesamten Zeit des 90º RF Anregungsimpulses, wie bei der Gradientechaabbildung. In der derzeitigen Ausführung von GRASE akkumuliert der Feldinhomogenitätsfehler, wenn NGR 3 und der Lesegradient 4 msec betragen, im Laufe einer 15 msec Periodendauer, während sich die gesamte Echofolge auf 208 msec erstreckt. Tatsächlich verwendet die GRASE Abbildung, wie EPI, den Geschwindigkeitsvorteil der Gradientnachfokussiertechniken, jedoch ohne den sehr ungüstigen Einfluß der chemischen Verschiebungs- und Feldinhomogenitätsfehler.
Bezüglich der klinischen Körperaufnahme ist eine T2 gewertete Abbildung ohne Artefakte durch Atembewegung mit einer Aufnahmezeit unter 20 Sekunden möglich. Es gibt mehrere naheliegende Modifikationen der GRASE Abbildung, zum Beispiel unterschiedliche TE und TR für den gewünschten Bildkontrast, Doppelechaabbildung, Multiplatten 3D Raumaufnahmen und 512x512 Bilder in klinisch annehmbaren Aufnahmezeiten.
Somit kann die GRASE Abbildung eine T2 gewertete Abbildung mit ähnlichem Kontrast wie beim Spinecho ausführen. Diese Bilder haben eine hohe räumliche Auflösung, sie werden in einer Zeit, die schnell genug ist, um die durch Atembewegung verursachten Artefakte zu überwinden, erzielt und sie verursachen keine zu hohe SAR im Körper. Derzeitig erweitern wir die Körperabbildung mit GRASE auf die Anwendung von 5 Gradientnachfokussierungen pro 180º Impuls, NGR gleich 5, um die Erfassungszeit von 18 Sekunden auf 12 Sekunden herabzusetzen, ohne eine Änderung der Bildqualität oder des S/N, abgesehen von einem annehmbaren Anstieg der chemischen Verschiebung, einzubüßen.
Es ist möglich, durch Kombinieren der GRASE Techniken mit hochleistungsfähigen Gradientsystemen unter Anwendung von 3 oder 4 Anregungen eine ähnlich ausgezeich nete Bildqualität in sogar schnellerer Aufnahmezeit zu erzielen.
In FIG.9 ist eine Multiplatten 3D GRASE Impulssequenz dargestellt. In jedem TR Zyklus werden selektive Anregungen von M Mehrfachplatten gemäß dem standardardisierten Mehrabschnittsschema erzeugt. Jede Platte wird für die flächenbezogene Auflösung Gy durch Variieren der Phasencodierimpulse während jeder Echofolge (GRASE) phasencodiert. Jeder TR Zyklus verändert dann die Phasencodierung der flächenbezogenen Achse und durch zusätzliche TR Zyklen wird die Gz schichtselektive Achse phasencodiert. Dieses erlaubt die Erfassung von N Schichten/Platte x M Platten. Alternativ könnten und Gz sowohl während jeder GRASE Anregung als auch während der TR Zyklen variiert werden, so daß die Anzahl der Schichten/Platte verändert werden kann.
In den meisten 3DFT Bildverfahren sind die äußeren Schichten aufgrund von Mängeln im Profil (es ist nicht vollkommen rechwinklig) der Plattenanregungsfrequenz von geringerer Bildqualität Die äußeren Schichten können räumlich überlappt sein und verworfen werden, um insgesamt 60 zusammenhängende 1.5 Abschnitte zu bekommen. Die Anwendung von einer .5 mm flächenbezogenen Auflösungen in einem 512 x 512 Matrix Bildschirm kann auch in dieses Abbildungsschema eingebaut werden. Die Anwendung der Phasencodierung während der Folgen von GRASE nachfokussierten Echos reduziert die Gesamtaufnahmezeit um denselben Faktor, 64/NGR x NSE min oder 64/24 = ca. 3 Minuten für 60 dünne T2 gewertete Bilder.
Die benachbarten 1.5 mm Abschnitte des Körpers werden bezüglich S/N, das durch das eigentlich vergrößerte Durchschnittssignal von 3DFT gegeben ist, nicht verschlechtert. Dennoch stellten wir eine höhere S/N Aufnahmezeit für die effizientere Signalerzeugung in der Echofolge-Phasencodierung im Vergleich zur Einzelspinechocodierung fest. Dies gleicht die S/N Verluste durch unsere größere Signalbandbreite bei weitem aus.
In FIG.10 wird das diffusionsgewertete GRASE dargestellt. Die Anwendung von mehrfachen Gradientimpulspaaren, die Stecjkel-Tanner Sequenz, kann mit großem Vorteil für die Diffusionswertung in GRASE eingebaut werden. Dieses ist für das Messen von thermischen Änderungen im Gewebe von Nutzen, wenn die chirurgische Laserbehandlung von MRI geleitet wird. (Weitere Erklärung und relevante mathematische Gleichungen siehe Perfusion Imaging by Feinberg and Jacob).
Die Echozeitverschiebung ist in FIG.11 dargestellt, die zeigt, wie die Anwendung von NGR = 3 drei diskrete Abtastpunkte auf der angenommenen Kurve der chemischen Verschiebungs-Phasenänderung ergibt. Wenn die Phasenachse stattdessen kontinuierlich durch den k-Raum Datensatz abgetastet wird, wird das Bild eine Standard- Raumverschiebung zwischen den Wasser- und Fettkomponenten (chemische Verschiebung) ergeben. Beachte, daß die Größe der chemischen Verschiebung jedoch gegenüber der des Echoplanarverfahrens stark vermindert ist, da die Phasenfehler sich über ein kürzeres Zeitintervall von NGR entwickeln und dann durch den nächsten 180º RF Nutationsgradimpuls nachfokusiert und wiederholt werden. Ohne die 180º RF Nachfokussierimpulse werden bei EPI die Feldinhomogenitätsfehler sich weiter ansammeln und eine vergleichweise größere chemische Verschiebung ergeben.
FIG.11 zeigt graphisch, wie jede NGR Gruppe (z.B. die Gruppe der 3 Gradientechos zwischen jedem Paar der 180º RF Impulse) durch eine kleine Zeiterhöhung zeitlich verschoben ist. Jede derartige Gruppe von Gradientechos tritt dann an unterschiedlichen Punkten auf der Phasenfehlerkurve der sich periodisch wiederholenden chemischen Verschiebungen auf. Diese Signalgruppen sind dann im k-Raum ineinandergeschichtet, wie es für die drei Spinechos in FIG.12C graphisch gezeigt ist (jedes Spinecho ist tatsächlich eine Spinechaumhüllung der NGR Signale) . Dieses Verfahren, die relative zeitliche Position jeder Gruppe von NGR Signalen zu verschieben, führt zu einer vollständigeren incrementierten Abtastung (incremental sampling) der chemischen Verschiebungsphasenkurve, so daß die Fourier Transformation mit vorwiegend linear veränderlichen Daten versorgt werden kann und eine gegenüber EPI stark verkürzte chemische Verschiebung auf einfache Weise gegeben ist. Ohne diesem Echozeitverschiebungsprozeß können die scharfen übergänge zwischen Wasser und Fett Artefakte erzeugen, die als eine örtliche Ausdehnung des Fettsignals auf die Gewebe mit mehr Wasseranteil gesehen werden können.
Es sollte beachtet werden, daß diese kleine Zeitverschiebung der Echos zwischen den 180º RF Impulsen nichts an den Gewebeeigenschaften im Bild ändert -- es verändert nicht das T2, die Spindichte des T1 Kontrastes im Bild.
Die FIGEN.12A-12C zeigen, wie drei verschiedene Zyklen der Echozeitverschiebung benutzt werden können, um die unvermeidbare (aber relativ kleine) chemische Verschiebung, die zwischen den 180º RF Impulspaaren auftreten, gleichmäßig über die gesamte phasencodierte Ausdehnung des k-Raumes (FIG.12C) zu verteilen, dagegen kommen drei diskontinuierliche Sprünge in die chemische Verschiebung hinein (Fig.12D), wenn eine derartige Zeitverschiebung nicht angewandt wird. Um große Phasensprünge (die Artefakte verursachen können) zu vermeiden, kann man tatsächlich die Phasenverschiebungsfunktion der chemischen Verschiebung wirkungsvoll kontinuierlich abtasten, indem die Abtastfenster und die Echosignale auf der Zeitskala bewegt werden. Dies kann eine zusätzliche Leseperiode pro 180º RF Impuls erforderlich machen, um die Überlappung mit anderen Gradienimpulsen zu vermeiden.
Die in FIGEN.11 und 12A-12D beschriebene Echoverschiebung variiert in der Tat die Position der Gradientechofolge in Bezug auf die Hahn Echozeiten in der CPMG Sequenz, um die durch magnetische Feldinhomogenität und chemische Verschiebung bedingten Phasenfehler zu beseitigen. Während die GRASE Bilduntersuchungen des Bauchraumes, ähnlich der Gehirnuntersuchungen, minimale räumliche Verzerrungen und eine hohe Auflösung haben, zeigen die Bauchraumuntersuchungen artefaktbedingte Bildmodulationen in den Gewebeübergängen mit chemischer Verschiebung.
Die Basis GRASE Technik selbst verringert im wesentlichen sowohl die chemische Verschiebung als auch die Wirkung der statischen, magnetischen Feldinhomogenität, einschließlich der räumlichen Verzerrungen und T2* abhängigen Signalverluste in den Bildern. Die reduzierte chemische Verschiebung hat eine simultane Abbildung der Wasser- und Fettgewebekomponenten in der T2 gewerteten GRASE Abbildung ermöglicht, ähnlich der Spinechoabbildung.
Dennoch werden bei GRASE die verbliebenen kleineren Feldinhomogenitätseffekte als Periodizität während der Echofalge offenbart. Angenommen, es gibt keinen Wechsel in der Position der Gradientechofolgen in Bezug auf die 180º Nachfokussierung oder die Hahn Echoposition, sind die von den Feldinhomogenitätseffekten herrührenden Phasenverschiebungen wiederholt bei jeder zugehörigen Gradientechozeit zu beobachten. Wenn diese Gradientechosignale auf der Phasenachse des k-Raums ineinandergeschichtet sind, erzeugen die Feldinhomogenität- Phasenverschiebungen ein gestuftes Muster, wobei die Stufenzahl gleich der Anzahl der Gradientechos ist.
Diese kleine Nichtlinearität quer zur Phasenachse des k-Raumes wird anstelle einer eher destruktiven periodischen Modulation der Phasenverschiebungen ohne Schichtung der Signale erzeugt. Derartige periodische Modulationen werden durch FT in eine "Convolution" des Bildes mit einer periodischen Funktion transformiert, was zu schwerwiegenden Schatten und Nachbildungen der Objektstruktur führt. Ein viel weniger ernstes Artefakt wird durch diese übrigbleibende gestufte Modulation erzeugt, die in den Körperaufnahmen als Bänder parallel zu dem scharfen übergang zwischen den Fett- und Wassergeweben sichtbar sind. Dieser Artefakt tritt in den Aufnahmen des Gehimgewebes nicht auf, die keine derartigen scharfen Übergänge haben.
Das Zeitdiagramm der GRASE Sequenz ist in FIG.12A dargestellt, der Einfachheit halber ohne die Phasencodiergradienten oder die schichtselektiven Gradienten. Der k-Raum Index jedes Signals ist numerisch, 1.0.9, für diese repräsentative Sequenz von drei Gradientechos und drei Spinechos dargestellt. Bei Anwendung von symmetrisch zu der Hahn Echozeit zentrierten Gradientechos wird die Feldinhomogenitätsphase in drei Zeitpositionen abgetastet, was zu den drei Stufen der Phasenverschiebung in den k-Raumdaten führt. Die Signale können mit den Parametern M(r)-Magnetisierung, G(t)-magnetische Feldgradienten und r-räumliche Position beschrieben werden als
S(t) = M(r)exp[-jy(G(t)t.r+E(r)t]dr (1)
wobei E(r) die Feldkomponente aufgrund von Inhomogenitäten einschließlich der chemischen Verschiebung und des statischen Feldes ist. Die Gleichung (1) mit den Parametern Φ&sub1; Phasencodierung und Φ&sub2; Phasenfehler lautet neugeschrieben
wobei i der Gradientechoindex, Δt die Dauer jeder Gradientechoperiode, wie durch T-Gesamtzeit der Gradientechofolge und NGE-Gesamtzahl der Gradientechos definiert, ist.
Die Zeit der Gradientechos in Bezug auf die Feldinhomogenität-Phasenverschiebungskurve kann durch die Verschiebung der Position der Gradientnachfokussierung einfach verändert werden, so daß sie geringfügig aus dem Zentrum der Hahn Echozeit verschoben ist, gestrichelte Linien in FIG.12A. Durch Anlegen der entsprechenden Zunahmen der Gradientecho-Zeitverschiebung wird die Phasenverschiebungskurve kontinuierlich durch die nachfolgenden Spinechaumhüllungen in der Echofolge abgetastet, FIG.11. Gleichermaßen wird die Gradientecho-Zeitverschiebung während mehrfacher Anregungen der GRASE Sequenz durchgeführt, für die 1. Anregung, das mte RF Echo und das n-te Gradientecho, wobei L und M die Gesamtzahl der Anregungen bzw. der RF Nachfokussierung sind. Die Phasenverschiebung und der Phasenfehler sind für die gradientechoverschobene Sequenz wie folgt
Φ&sub2; = γE(x,y) i Δt'
Φ&sub1; = r k(i Δt')
i = [-(N-1)/2 (N-1)/2]
Δt' = T/N
Das Signal in der jeweiligen ky-Position kann unter Verwendung dieser neu definierten Phasenverschiebungen ausgedrückt werden als
S(t) = M(x,y)exp[-j(kxx+ky(iΔt')y+γE(x,y)iΔt')]dxdy
In dieser letzten Form wird E(x,y) kontinuierlich entlang der ky-Achse abgetastet und führt vor FT zu einer linearen Phasenverschiebung. Im Ergebnis wird eine erwartete räumliche Verlagerung oder eine normale chemische Verschiebung zwischen Wasser und Fett auf der Phasenachse des Bildes erfolgen, eher als der oben beschriebene modulierte Fett-Wasserübergang.
In der GRASE Sequenz wird der Index i für die 1. Anregung, das m-te RF Echo und n-te Gradientecho wie folgt ausgedrückt
i=1+L(m-1)+LM(n-1)
wobei L und M die Gesamtzahl von Anregungen bzw. der RF Nachfokussierung sind.
Um die Wirkung der Zeitverschiebung des Gradientechos in biologischen Geweben zu untersuchen, wurde die GRASE Abbildung in einem Bauchraumes eines normalen Freiwilligen durchgeführt. Der bandförmige Artefakt an der Grenze zwischen der Niere und benachbartem Fett wird durch chemische Verschiebung ersetzt. Das Nichtvorhandensein von Atembewegungsartefakten durch Anhalten des Atems während der relativ kurzen 16 Sekunden Datenerfassungszeit ist mit der vierundzwanzigfach längeren Scannzeit der Spinechaabbildung nicht möglich.
Bei der GRASE Abbildung werden die Feldinhomogenitätsfehler und die chemische Verschiebung in drei Stufen reduziert. Erstens, wird die CPMG Sequenz zum Nachfokussieren der durch Feldinhomogenität verursachten Phasenverschiebungen angewandt, um die Netzphasenfehler der Gradientechos um einen Faktor, der der Zahl der codierten Umhüllungen der Hahn Spinechos entspricht, zu reduzieren. Zweitens, die zeitliche Periodizität der Phasenfehler wird in ähnlicher Weise durch Einbringen einer Periodizität in die räumliche, phasencodierte Trajektone und durch Neuordnung der Signale im k-Raum beseitigt. Drittens, die Zeitverschiebung des Gradientechos demoduliert die übriggebliebenen Phasenfehler derart, damit sie auf der Phasenachse kontinuierlich sind. Die entstehenden Bilder des menschlichen Körpers werden mit minimaler, 2 Pixel, chemischer Verschiebung zwischen den Fett- und Wasserkomponenten erzielt.
Schließlich beseitigt die Herzaustastung (cardiac gating) ferner Artefakte durch Synchronisation der Impulsequenz auf den Herzzyklus. Die kleinen Verschiebungen der rechten Niere und der Leber durch die Herzschläge werden daher aus dem Bild entfernt.
Andere haben eine Verschiebung der 90º RF Impulseinstellung vorgeschlagen, um in ähnlicher Weise die Feldinhomogenitätseffekte in der Teilechoplanarabbildung zu linearisieren. Jedoch würden diese letzteren Verfahren die Hahn Echozeit verändern und die CPMG Sequenz bei GRASE zerstören.
Die für die Gradientechoverschiebung benötigte zusätzliche Zeit gleicht der Zeit eines Gradientechos plus den Gradientanstiegszeiten. In der GRASE Sequenz werden 3.2 msec in jeweils acht Spinechoperioden aufgewendet, für eine Netzabschaltung (net trade-off) von einer 12.8 msec längeren TE in diesen Untersuchungen. Gemäß unserer Erfahrung erfordern GRASE Abbildungen des Gehirns, wo Wassergewebezusammensetzungen vorherrschen, keine Gradientecho-Zeitverschiebung. Die freien Fettkomponenten in der umgebenden Kopfhaut erzeugen keine aufdeckbaren Artefakte (1). Der Fett-Wassergewebe-Übergang ist bei der Körperabbildung mit linearer Abtastung von Feldinhomogenitätsfaktoren genau definiert, was durch diese neuen Verfahren ermöglicht wurde.
Obgleich die exemplarischen Zeichnungen konventionelle, im wesentlichen rechteckige Gradientimpulse darstellen, können stattdessen auch andere Impulsformen verwendet werden. Es können beispielsweise sinusförmige Gradientimpulse (mit geeigneter Interpolation im k-Raum) entsprechend der Lehre von Rzedzian (U.S. Patent Na. 4,818,942) angewendet werden.
Während nur wenige exmplarische Vorrichtungen dieser Erfindung im Detail diskutiert wurden, wird der Fachmann erkennen, daß viele Varianten und Veränderungen in diesen exemplarischen Vorrichtungen vorgenommen werden können, und dennoch die neuen Merkmale und Vorteile dieser Erfindung erhalten bleiben. Es ist somit beabsichtigt, daß die angehängten Ansprüche alle derartigen Varianten und Veränderungen abdecken.

Claims

1. Verfahren zum Erzeugen von magnetischen Resonanzbild- Signalen (MRI signals = magnetic resonance image signals) von Kemmagnetischen Resonanz-Atomkernen(NMR Atomkernen = nuclear magnetic resonance nuclei) innerhalb eines Bildvolumens durch Atomkernnutation in einem Schichtvolumen, um ein Takt-Interval (TR Intervall = time repetition interval) einzuleiten, wobei wiederholt NMR RF Nachfokussierimpulse angelegt werden, um die Atomkernnutation in demselben Schichtvolumen mit im wesentlichen 180º in den folgenden Intervallen innerhalb desselben TR Intervalls weiterzutreiben und um so eine Serie von NMR Spinechos zu erzeugen, und wobei zwischen Paaren von NMR RF Nachfokussierimpulsen mehrere Ausgabe-Stufenimpulse wechselnder Polarität angelegt werden, um Teilfolgen von Mehrstufenechos zwischen den NMR RF Nachfokussierimpulsen zu erzeugen, dadurch gekennzeichnet, daß jedes der Intervalle zwischen den NMR RF Nachfokussierimpulsen gleich und im wesentlichen doppelt so groß wie die Intervalle zwischen der Ausgangsnutationsstufe und dem ersten NMR RF Nachfokussierimpuls, und daß die erhaltenen Zeitfolge-Echosignale in eine sprunghafte Anordnung entlang der Phasenkodierungsachse des k-Raumes phasenkodiert werden, um die Frequenz der Phasenfehlermodulation zu vermindem, die mit folgeabhängiger Anordnung von Zeitfolge-Echosignalen entlang der Phasenkodierachse eines k-Raumes verbunden ist.

2. Verfahren nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch Phasenkodieren jedes Stufenechos innerhalb der jeweiligen Teilfolge, um eine unstetige Kurve im k-Raum zu durchlaufen, die in der Phasenkodierrichtung des k-Raumes zwischen den Kurven anderer Teilfolgen gelagert ist, so daß die Feldinhomogenität und/oder die chemischen Verschiebungswirkungen gleichmäßiger über den phasenkodierten Umfang des k-Raume,s verteilt wird bzw. werden, wobei die unstetige Kurve sich auf Daten von hintereinander folgenden Stufenechos einer Teilfolge bezieht, die nicht entlang benachbarter Linien in der Phasenkodierrichtung des k- Raumes erfaßt werden, die aber durch Daten getrennt werden, die mit in anderen Teilfolgen erzeugten Stufenechos verbunden sind.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß das Zeitintervall zwischen dem eine Teilfolge vorangehenden 180º Impuls und dem ersten Stufenecho innerhalb der verschiedenen Teilfolgen relativ verschoben wird, so daß die Feldinhomogenität und/oder die chemischen Verschiebungswirkungen gleichmäßiger über den phasenkodierten Umfang des k-Raumes verteilt wird bzw. werden, die Zeitintervalle zwischen den Stufenechos einer Teilfolge bleiben unverändert.

4. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, ferner enthaltend, daß bei Beendigung jeder Teilfolge ein magnetischer Phasendekodier-Stufenimpuls angelegt wird, um die Atomkernphasenkodi&sup4;erung zum selben Punkt im k-Raum vor dem Anlegen des nächsten 180º NMR RF Nutationsimpulses zurückzubringen.

5. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß jedes Stufenecho zum Aufzeichnen verschiedener Kurven im k- Raum phasenkodiert wird, daß die Phasenkodierung moduliert wird, damit die Stufenechos der jeweiligen Teilfolge im k- Raum Kurven erhalten, die zwischen den Kurven anderer derartige Teilfolgen zwischengelagert sind, so daß die T2* und/oder die chemischen Verschiebungswirkungen gleichmäßiger über den phasenkodierten Umfang des k-Raumes verteilt werden; und

nach jeder Teilfolge von Stufenechos wird ein magnetischer Phasendekodier-Stufenimpuls angelegt, um die Atomkernphasenkodierung auf denselben Punkt im k-Raum vor dem Erzeugen des nächsten NMR Spinechos zurückzubringen.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Serie von NMR Spinechos während jedes von mehreren TR- Intervallen erzeugt wird durch einen Ausgangs 90º NMR RF Nutationsimpuls gefolgt von einer Folge von mehreren 180º NMR RF Nutationsimpulsen, wobei jeder der RF Nutationsimpulse während eines magnetischen Schichtwahl- Stufenimpulses Gz erfolgt.

7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Teilfolgen von NMR Stufenechos durch eine Folge von Ausgabe-Stufenimpulsen wechselnder Polarität Gx erzeugt werden, die nach jedem 180º NMR RF Nutationsimpuls auftreten.

8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß zusätzlich zwischen dem Ausgangs 90º NMR RF Nutationsimpuls und dem ersten der 180º NMR RF Nutationsimpulse ein yerschiebungs Ausgabe-Stufenimpuls Gx verwendet wird.

9. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Phasenkodierung während jeder Teilfolge mittel eines magnetischen Ausgangs-Stufenimpulses Gy einer ersten Polarität und eines magnetischen Folge- Stufenimpulses einer zweiten Polarität erzielt wird, und daß die Phasendekodierung durch einen weiteren magnetischen Stufenimpuls Gy der ersten Polarität erfolgt.

10. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Anlegen von mehreren magnetischen Ausgabe-Stufenimpulsen wechselnder Polarität nach jedem 180º Nutationsimpuls erfolgt.

11. Verfahren nach Anspruch 1 oder 10, dadurch gekennzeichnet, daß der Stör-NMR RF Nutationsimpuls ein 90º NMR RF Nutationsimpule ist.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1,10,oder 11, dadurch gekennzeichnet, daß die mehreren 180º Nutationsimpulsen und die begleitenden mehreren magnetischen Ausgabe- Stufenimpulse wechselnder Polarität in jedem von mehreren TR-Intervallen wiederholt werden, um zusätzliche Folgen von Stufenechos zu erzeugen.

13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1,10 oder 11, dadurch gekennzeichnet, daß die NMR RF Nutationsimpulse während eines ein Schichtvolumen wählenden magnetischen Stufenimpulses in einer Mehrschichtfolge erfolgen.

14. Verfahren nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß jedem magnetischen Ausgabe-Stufenimpuls ein magnetischer Phasenkodier-Stufenimpuls vorbestimmter Größe, die sich von der Größe anderer derartiger Phasenkodier-Impulse unterscheidet, vorausgeht.

15. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die NMR RF Nutationsimpulse während eines ein Schichtvolumen wählenden magnelischen Stufenimpulses in einer Mehrschichtfolge erfolgen,

daß jedem magnetischen Ausgangs-Stufenimpuls ein magnetischer Phasendekodier-Stufenimpuls vorbestimmter Größe die Größe, die sich von der Größe anderer derartiger Phasenkodier- Impulsen unterscheidet, vorausgeht, und daß die Größe der magnetischen Phasenkodier-Stufenimpulse innerhalb jeder Wiederholung der 180º Nutationsimpulse, denen mehrere magnetische Ausgabe-Stufenimpulse wechselnder Polarität folgen, MRI Stufenechos erzeugt, die jeweils den nicht benachbarten Kurven im k-Raum entsprechen, wobei die aus anderen Wiederholungen erzeugten MRI Stufenechos jeweils die verbleibenden benachbarten Kurven im k-Raum in einer Zeilenspungart füllen.

16. Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß die magnetischen Phasenkodier-Stufenimpulse eine Größe haben, mit der eine Folge von MRI Stufenechos im k-Raum mit im wesentlichen reduzierter Phasenverschiebung zwischen nächstangrenzenden k-Raum Echos erzeugt werden, die durch bei jeder Wiederholung vorkommenden Feldinhomogenität und/oder chemische Verschiebung verursacht werden.

17. Verfahren nach anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß die durch die Feldinhomogenität und/oder chemiche Verschiebungswirkungen verursachten Phasenverschiebungen über den gesamten phasenkodierten Umfang des k-Raumes in annähernd gleichen Größen von einem Stufenecho zum nächsten monoton ansteigen.

18. Verfahren nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß vor jeder Wiederholung dem NMR Atomkern ein magne-., tischer Phasenumkehr-Stufenimpuls angelegt wird, der eine Polarität und Grtße hat, um vorwiegend alle vorhergehenden phasenkodierten magnetischen Stufenimpulsen zu Löschen und somit die NMR Atomkerne kurzzeitig zum selben Punkt im k- Raum zurückzubringen.

19. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die NMR RF Nutationsimpulse während eines ein Schichtvolumen wählenden magnetischen Impulses in einer Mehrschichtfolge erfolgen,

daß jedem magnetischen Ausgabe-Stufenimpuls ein magnetischer Phasendekodier-Stufenimpuls vorbestimmter Größe, die sich von der Größe anderer derartiger Phasenkodier-Impulsen unterscheiden, vorausgeht, und

daß vor jeder Wiederholung der 180º Nutationsimpulsen, denen mehrere magnetische Ausgabe-Stufenimpulse wechselnder Polarität folgen, dem NMR Atomkern ein magnetischer Phasenumkehr-Stufenimpuls angelegt wird, der eine Polarität und Größe zum Löschen vorwiegend aller vorhergehenden magnetischen Phasenkodier-Stufenimpulsen und somit zum kurzzeitigen zurückbrigen der NMR Atomkerne zum selben Punkt im k- Raum hat.

20. Verfahren nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß die wiederholten 180º Nutationsimpulsfolgen und magnetischen Ausgabe-Stufenimpulse wechselnder Polarität in jedem von mehreren TR Intervallen wiederholt werden, um zusätzliche Folgen von Stufenechos zu erzeugen.

21. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Originalpositionen der Stufenechoserien in Bezug auf die Hahn-Echodauer verschoben werden als Folge einer Verschiebung der Originalpositionen für die magnetischen Ausgabe-Stufenimpulse wechselnder Polarität, um die Zuwachsgröße der unerwünschten Phasenverschiebungen entlang der Phasenkodierachse des k-Raumes zu reduzieren.

22. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Stufenechovorkommnisse innerhalb der unterschiedlichen Teilfolgen verhältnismäßig verschoben werden, um die Feldinhomogenität und/oder die chemischen Verschiebungswirkungen gleichmäßiger über den phasenkodierten Umfang des k- Raumes zu verteilen.

23. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß bei Beendigung der jeweiligen Teilfolge ein magnetisher Phasendekodier-Stufenimpuls angelegt wird, um die Atomkernphasenkodierung zum selben Punk im k-Raum vor der Anlegung des nächsten 180º NMR RF Nutationsimpulses zurückzubringen.

24. Vorrichtung zum Erzeugen von magnetischen Resonanzbild-Signalen (MRI signals = magnetic resonance image signals) von Kemmagnetischen Resonanz-Atomkernen (NMR Atomkernen nuclear magnetic resonance nuclei) innerhalb eines Bildvolumens (52), mit Mitteln (56,60,66) zur Nutationsbewegung von Atomkernen innerhalb eines Schichtvolumens, um ein Takt-Interval (TR- Intervall = time repetition interval) einzuleiten, und um wiederholt NMR RF Nachfokussierimpulse angzulegen, um die Atomkernnutation in demselben Schichtvolumen mit im wesentlichen 1800 in den folgenden Intervallen innerhalb desselben TR Intervals weiterzutreiben und um so eine Serie von NMR Spinechos zu erzeugen, und Mittel (54,60,66), um zwischen Paaren der NMR RF Nachfokussierimpulsen mehrere Ausgabe-Stufenimpulse wechselnder Polarität anzulegen, um Teilfolgen von Mehrstufenechos zwischen den NMR RF Nachfokussierimpulsen zu erzeugen, dadurch gekennzeichnet, daß die Mitteln (56,60,66) für die Nutationsbewegung werden eingesetzt, um jedes der Intervalle zwischen den NMR RF Nachfokussierimpulsen gleich und im wesentlichen doppelt so groß wie die Intervalle zwischen der Ausgangsnutationsstufe und dem ersten NMR RF Nachfokussierimpuls zu machen, und daß die Mittel (54,60,66) zum Phasenkodieren der erhaltenen Zeitfolge-Echosignale in eine sprunghafte Anordnung entlang der Phasenkodierungsachse des k-Raumes vorgesehen sind, um die Frequenz der Phasenfehlermodulation zu vermindern, die mit folgeabhängiger Anordnung von Zeitfolge-Echosignalen entlang der Phasenkodierachse eines k-Raumes verbunden ist.

25. Vorrichtung nach Anspruch 24, gekennzeichnet durch Mittel (54,60,66) zur Phasenkodierung der jeweiligen Stufenechos innerhalb jeder Teilfolge, um eine unstetige Kurve im k-Raum zu durchlaufen, die in Richtung der Phasenkodierung des k-Raumes zwischen den Kurven anderer Teilfolgen geführt ist, so daß die Feldinhomogenität und/oder die chemischen Verschiebungswirkungen gleichmäßiger über den phasenkodierten Umfang des k-Raumes verteilt wird bzw. werden, wobei die unstetige Kurve sich auf Daten von hintereinander folgenden Stufenechos einer Teilfolge bezieht, die nicht entlang benachbarter Linien in der Phasenkodierrichtung des k-Raumes erfaßt werden, die aber durch Daten getrennt werden, die mit in anderen Teilfolgen erzeugten Stufenechos verbunden sind.

26. Vorrichtung nach Anspruch 24 oder 25, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel (54,60,66) zum Verschieben des Zeitintervalls zwischen dem eine Teilfolge vorangehenden 180º Impuls und dem ersten Stufenecho innerhalb der verschiedenen Teilfolgen vorgesehen sind, so daß die Feldinhomogenität und/oder die chemischen Verschiebungswirkungen über den phasenkodierten Umfang des k-Raumes gleichmäßiger verteilt wird bzw. werden, die Zeitintervalle zwischen den Stufenechos einer Teilfolge bleiben unverändert.

27. Vorrichtung nach Anspruch 24 oder 25, enthaltend Mittel (54,60,66) zum Anlegen eines magnetischen Phasendekodier-Stufenimpulses nach Beendigung jeder Teilfolge vorgesehen ist, um die Atomkernphasenkodierung auf den Ursprung des k-Raumes vor dem Anlegen des nächsten 180º NMR RF Nutationsimpulses zurückzubringen.

28. Vorrichtung nach Anspruch 24, gekennzeichnet durch Mittel (54,60,66) zum Phasenkodieren des jeweiligen Stufenechos zur Aufnahme von verschiedenen Kurven im k-Raum, wobei die Phasenkodierung moduliert wird, um die Stufenechos der jeweiligen Teilfolge. im k-Raum Kurven beschreiben zu lassen, die zwischen den Kurven anderer derartiger Teilfolgen zwischengelagert sind, so daß Feldinhomogenitäten und/oder chemische Verschiebungswirkungen gleichmäßiger über den phasenkodierten Umfang des k-Raumes gleichmäßiger verteilt wird bzw. werden, und

Mittel zum Anlegen eines magnetischen Phasendekodier-Stufenimpulses nach jeder Teilfolge von Stufenechos, um die Atomkernphasenkodierung auf den Ursprung des k-Raumes vor dem Erzeugen des nächsten NMR Spinechos zurückzubringen.

29. Vorrichtung nach Anspruch 28, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel (56,60,66) zur Erzeugung einer Serie von NMR Spinechos während jedes von mehreren TR-Intervallen ein Ausgangs- 90º NMR RF.Nutationsimpuls gefolgt von einer Folge von mehreren 180º NMR RF Nutationsimpulsen erzeugen, wobei jeder RF Nutationsimpuls während eines magnetischen Schichtwahl-Stufenimpulses Gz auftritt.

30. Vorrichtung nach Anspruch 29, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel (54,60,66) zur Erzeugung einer Teilfolge von NMR Stufenechos eine Folge von Ausgabe-Stufenimpulsen wechselnder Polarität Gx erzeugen, die nach jedem 180º NMR RF Nutationsimpuls auftreten.

31. Vorrichtung nach Anspruch 30 ebenfalls enthaltend Mittel (54,60,66) zur Erzeugung einer magnetischen Ausgabe- Stufenimpulsverschiebung Gx, die zwischen dem Ausgangs- 90º NMR RF Nutationsimpuls und dem ersten der 180º NMR RF Nutationsimpulse erfolgt.

32. Verfahren nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel (54,60,66) zur Erzeugung einer Teilfolge Mittel enthält, mit dem ein magnetisches Ausgangs-Stufenimpuls Gy einer ersten Polarität und nachfolgende magnetische Stufenimpulse Gy einer zweiten Polarität und einen weiteren magnetischen Stufenimpulses Gy der ersten Polarität erzeugbar ist, um die Phasendekodierung zu bewirken.

33. Vorrichtung nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel (54,60,66) zum Anlegen von mehreren magnetischen Ausgabe-Stufenimpulsen wechselnder Polaritäten nach jedem 180º Nutationsimpuls betätigt werden.

34. Vorrichtung nach Anspruch 33, enthaltend Mittel zum Wiederholen der Betatigung der Mittel, um die NMR Atomkerne in jedem von mehreren TR Intervallen den Nutationimpulsen zu unterwerfen, um zusätzliche Folgen von Stufenechos zu erzeugen.

35. Vorrichtung nach Anspruch 33, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel (56,60,66), um die NMR Atomkerne den Nutationimpulsen zu unterwerfen, Mittel zur Erzeugung der NMR RF Nutationsimpulse während eines magnetischen Schichtvolumenwahl-Stufenimpulses in einer Mehrschichtfolge einschließen.

36. Vorrichtung nach Anspruch 35, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel (56,60,66), um die NMR Atomkerne den RF Nutationimpulsen und magnetischen Stufen zu unterwerfen, ferner einschließen

Mittel zur Erzeugung der NMR RF Nutationsimpulse während eines eine magnetischen Schichtvolumenwahl-Stufenimpulses in einer Mehrschichtfolge;

Mittel zur Erzeugung eines magnetischen Phasekodier-Stufen impulses vorbestimmter Größe, die sich von der Größe anderer derartige Phasenkodier-Impulsen vor den jeweiligen magnetischen Ausgabe-Stufenimpulsen unterscheidet; und Mittel zum Bewirken, daß die Größe der magnetischen Phasenkodier-Stufenimpulse innerhalb jeder Wiederholung der 1800 Nutationsimpulsen, denen mehrere magnetische Ausgabe- Stufenimpulse wechselnder Polarität folgen, MRI Stufenechos erzeugt, die jeweils den nicht benachbarten Kurven im k- Raum entsprechen, wobei die aus anderen Wiederholungen erzeugten MRI Stufenechos jeweils die verbleibenden benachbarten Kurven im k-Raum in einer Zeilenspungart füllen.

37. Vorrichtung nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel (56,60,66), die NMR Atomkerne den Nutationimpulsen und magnetischen Stufen unterwerfen, ferner einschließen

Mittel zur Erzeugung der NMR RF Nutationsimpulse während eines magnetischen Schichtvolumenwahl-Stufenimpulses in einer Mehrschichtfolge;

Mittel zur Erzeugung eines magnetischen Phasenkodier- Stufenimpuls vorbestimmter Größe, die sich von der Größe anderer derartiger Phasenkodier-Impulse vor den jeweiligen magnetischen Ausgangs-Stufenimpulsen unterscheidet, und Mittel zum Bewirken, daß die Größe der magnetischen Phasenkodier-Stufenimpulse innerhalb jeder Wiederholung von 180º Nutationsimpulsen, denen mehrere magnetische Ausgabe- Stufenimpulse wechselnder Polarität folgen, MRI Stufenechos erzeugt, die jeweils den nicht benachbarten Kurven im k- Raum entsprechen, wobei die aus anderen Wiederholungen erzeugten MRI Stufenechos jeweils die verbleibenden benachbarten Kurven im k-Raum in einer Zeilenspungart füllen.

38. Vorrichtung nach Anspruch 37, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel (54,60,66) zum Anlegen von magnetischen Stufenimpulsen Mittel zum bewirken, daß die magnetischen Phasenkodier-Stufenimpulsen Größen erhalten, die eine Folge von NRI Stufenechos im k-Raum erzeugen, einschließt, die im wesentlichen reduzierte Phasenverschiebungen zwischen nächstangrenzenden k-Raum Echos haben, die durch in jeder Wiederholung vorkommenden Feldinhomogenität und/oder chemischen Verschiebung verursacht werden.

39. Vorrichtung nach Anspruch 38, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel (54,60,66) zum Anlegen von magnetischen Stufenimpulsen Mittel einschließen, zum Bewirken, daß die Phasenverschiebungen der Feldinhomogenität und/oder chemischen Verschiebüngswirkungen über den gesamten phasenkodierten Umfang des k-Raumes in annähernd gleichen Größen von einem Stufenecho zum nächsten monoton ansteigen.

40. Vorrichtung nach Anspruch 39 einschließend Mittel zum Erzeugen eines an die NMR Atomkerne angelegten Phasenumkehr-Stufenimpulses, der eine Polarität und Größe hat, um vorwiegend alle vorhergehenden magnetischen Phasenkodier- Stufenimpulsen zu Löschen und somit die NMR Atomkerne kurzzeitig zum selben Punkt im k-Raum vor jeder Wiederholung zurückzubringen.

41. Vorrichtung nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel (56,60,66), die NMR Atomkerne den Nutationimpulsen und magnetischen Stufen unterwerfen, ferner einschließen

Mittel zum Erzeugen der NMR RF Nutationsimpulse während eines magnetischen Schichtvolumenwahl-Stufenimpulses in einer Mehrschichtfolge;

Mittel zur Erzeugung eines magnetischen Phasenkodier- Stufenimpulses vorbestimmter Größe, die sich von der Größe anderer derartiger Phasenkodier-Impulsen vor den jeweiligen magnetischen Ausgabe-Stufenimpulsen unterscheidet; und Mittel zum Erzeugen eines an die NMR Atomkerne angelegten magnetischen Phasenumkehr-Stufenimpulses, der eine Polarität und Größe zum Löschen vorwiegend aller vorhergehenden magnetischen Phasenkodier-Stufenimpulsen und somit zum kurzzeitigen zurückbringen der NMR Atomkerne zum selben Punkt im k-Raum vor der jeweiligen Wiederholung der 180º RF Nutationsimpulse hat, gefolgt von mehreren magnetischen Ausgabe-Stufenimpulsen wechselnder Polarität.

42. Vorrichtung nach Anspruch 40, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel (56,60,66), die NMR Atomkerne den Nutationsimpulsen und magnetischen Stufen unterwerfen, wiederholt betrieben werden, um mehrere zusätzliche Stufenechofolgen erzeugende TR Intervalle zu definieren.

43. Vorrichtung nach Anspruch 24, gekennzeichnet durch Mittel (54,60,66) zum Verschieben der Stufenechovorkommnisse innerhalb unterschiedlicher Teilfolgen, so daß die Feldinhomogenitäten und/oder die chemischen Phasenverschiebungswirkungen gleichmäßiger über den phasenkodierten Umfang des k-Raumes verteilt werden.

44. Vorrichtung nach Anspruch 24, gekennzeichnet durch Mittel (54,60,66) zum Anlegen eines magnetishen Phasendekodier-Stufenimpulses bei Beendigung der jeweiligen Teilfolge, um die Atomkern-Phasenkodierung auf den Ursprung des k- Raumes vor dem Anlegen des nächsten 180º NMR RF Nutationsimpulses zurückzubringen.

45. Vorrichtung nach Anspruch 24, gekennzeichnet durch Mittel (54,60,66) zum Anlegen mehrerer magnetisher Phasenkodier-Stufenimpulse und magnetische Ausgabe-Stufenimpulse wechselnder Polarität, um die Teilfolgen von mehreren Stufenechos zu erzeugen, wobei die Originalpositionen der Stufenechoserien in Bezug auf die Hahn-Echodauer verschoben wird als Folge einer Verschiebung der Originalposition für die magnetischen Ausgabe-Stufenimpulse wechselnder Polarität zum Reduzieren der Zuwachsgrößen von unerwünschten Phasenverschiebungen entlang der Phasenkodierachse des k- Raumes.