DE69530656T2

DE69530656T2 - Magnetische Resonanzmethode und Vorrichtung

Info

Publication number: DE69530656T2
Application number: DE69530656T
Authority: DE
Inventors: Mark J. Willoughby Hills Loncar; James B. Solon Murdoch; Rao P. Richmond Heights Gullapalli
Original assignee: Marconi Medical Systems Inc
Current assignee: Philips Nuclear Medicine Inc
Priority date: 1994-11-23
Filing date: 1995-10-27
Publication date: 2004-03-11
Anticipated expiration: 2015-10-28
Also published as: EP0714034A1; DE69530656D1; JPH08215173A; US5500593A; JP3684516B2; EP0714034B1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf Methoden und Vorrichtungen für die Bilderzeugung durch magnetische Resonanz. Sie findet speziell Anwendung in Verbindung mit Verfahren zur stationären Magnetresonanz-Bildgebung und wird unter besondere Bezugnahme darauf beschrieben.
Zu diesem Zweck wurden zahlreiche stationäre Magnetresonanz-Bildgebungsverfahren entwickelt. Stationäre Bildgebungsverfahren haben sehr kurze Wiederholungszeiten. Bei menschlichem Gewebe wird die Wiederholungszeit in der Regel von den Relaxationszeiten T1 und T2 überschritten. Das heißt, die von einem vorangegangenen HF-Impuls erzeugte Komponente der transversalen Magnetisierung ist noch vorhanden, wenn der nächste HF-Impuls zugeführt wird. Dadurch besteht zu jedem Zeitpunkt während der Sequenz ein kumulatives transversales kohärentes Signal, das die Überlagerung aller verbleibenden Abklingkomponenten vorangegangener Wiederholungen darstellt. Je länger die Relaxationszeit T2 im Verhältnis zur Wiederholungszeit ist, desto stärker T2-gewichtet wird das kumulative kohärente Signal.
Ein Verfahren zur Zerstörung aufgebauter transversaler Kohärenzen zwischen aufeinander folgenden Wiederholungsintervallen einer stationären Sequenz ist die Anwendung von Spoiler-Gradienten. Siehe Crawley, et. al., "Elimination of Transverse Coherences in FLSAH MRI", Mag. Res. in Medicine, Band. 8, S. 248–260, 1988. Beim Crawley-Verfahren werden Spoiler-Gradienten verwendet, deren Amplituden sich linear mit dem Phasencodierungsschritt verändern. Die Wirkung derartiger Spoiler an einer gegebenen Stelle entlang des Gradienten entspricht der Wirkung auf das gesamte Betrachtungsfeld einer erhöhten auf den HF-Impuls angewandten Phasenverschiebung. Ein geeignetes HF-Phasenverschiebungsschema sollte Restmagnetisierungskomponenten in der stationären Bildgebung zerstören.
Bei der zweidimensionalen und der volumetrischen Bildgebung geht der stationären Bildgebungssequenz in der Regel ein vorsättigender HF-Impuls voraus. Bei zahlreichen Verfahren wird der HF-Impuls zeitgleich mit dem Schichtselektionsgradienten angewandt. Der Vorsättigungspuls und der Schichtselektionsgradient sättigen gezielt Re gionen des Volumens, um daraus stammende Beiträge zu eliminieren. Zwischen dem Vorsättigungspuls und der stationären Bildgebungssequenz werden entlang jeder der drei orthogonalen Gradientenachsen Spoiler-Gradienten angewandt. Bei manchen Verfahren wird die Phase des HF-Vorsättigungsimpulses in alternierenden Anwendungen umgekehrt. Einer der Nachteile dieses Verfahrens besteht darin, dass die Dauer der Spoiler-Gradientenimpulse die sehr kurzen Wiederholungszeiten stationärer Sequenzen signifikant verlängert.
Stationäre Verfahren werden auch bei Sequenzen verwendet, die eine spektrale Sättigung erfordern. Bei einer spektralen Sättigungssequenz wird ein verschmälerter HF-Impuls so angepasst, dass bestimmte Frequenzen ausgesendet und dadurch nur ein bestimmtes Spektralband gesättigt wird; beispielsweise werden die Methyl- und Methylen-Resonanzen von Fett gesättigt, um eine entsprechende Reaktion vom Fett zu unterdrücken.
In der US-amerikanischen Patentschrift US-A-5329231 wird ein MR-Bildgebungsverfahren beschrieben, bei dem in einer Vorsättigungsphase ein HF-Impuls zugeführt wird, mit dem nur Spins außerhalb der Bildgebungsregion selektiv geneigt werden, während ein Schichtselektionsgradientenfeld Gs angewandt wird, und anschließend ein Spoiler-Gradientenfeld Gsp zur Sättigung der transversalen Magnetisierung außerhalb der Bildgebungsregion angewandt wird, damit nur die Spins außerhalb der Bildgebungsregion vorgesättigt werden. In einer auf die Vorsättigungsperiode folgenden Hochgeschwindigkeits-Bildgebungsperiode wird mehrere Male eine TR-Sequenz durchgeführt, die daraus besteht, dass ein sehr kurzer, rechteckiger, nicht selektiver HF-Erregungsimpuls zugeführt wird, mit dem Spins in einer Schicht um einen vorgegebenen Winkel geneigt werden, dass Phasencodierungs- und Lesegradientenfelder Gp und Gr (ohne Anwendung des Schichtselektionsgradientenfelds Gs) angewandt werden, und dass ein MR-Signal erfasst wird, während die Amplitude des Phasencodierungs-Gradientenfelds Gp geändert wird, wodurch man ein einschichtiges MR-Signal erhält. In manchen Fällen wird nach dem Erfassen eines MR-Signals noch das Spoiler-Gradientenfeld Gsp angewandt.
Die vorliegende Erfindung schafft eine magnetische Resonanzmethode und Vorrichtung, mit der die oben genannten und andere Probleme überwunden werden können.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung wird eine magnetische Resonanzmethode geschaffen, bei der sich mindestens ein Teil eines Objekts in einer Untersuchungsregion mit einem zeitweise konstanten magnetischen Feld befindet, und der Objektteil in der Untersuchungsregion untersucht wird, indem zyklisch (i) ein HF-Sättigungsimpuls zuge führt wird, damit nur bestimmte Materie des Objektteils gesättigt wird, (ii) Spoiler-Gradienten angewandt werden, und (iii) eine magnetische Resonanzfrequenz zur Erzeugung von magnetischen Resonanzsignalen von nicht gesättigter Materie in der Untersuchungsregion angewandt wird, wobei die magnetischen Resonanzsignale empfangen und verarbeitet werden, dadurch gekennzeichnet, dass bei jeder zyklischen Wiederholung die Phase des HF-Sättigungsimpulses erhöht wird, um die Phase der nachfolgenden Sättigungsimpulse so zu verändern, dass die verbleibende transversale Magnetisierung stärker unterdrückt wird als in einem Fall, bei dem die Phase nicht erhöht wird.
Vorzugsweise wird die Phase des HF-Sättigungsimpulses bei jeder zyklischen Wiederholung um ein linear zunehmendes Inkrement erhöht.
Alternativ wird die Phase des HF-Sättigungsimpulses bei jeder zyklischen Wiederholung um denselben vorgewählten Phasenschritt inkrementiert.
Gemäß einem zweiten Aspekt der Erfindung wird eine magnetische Resonanzvorrichtung geschaffen, wie sie in Anspruch 7 definiert ist.
Vorzugsweise ist das Phasensteuerungsmittel vorgesehen, um die Phase des HF-Sättigungsimpulses bei jeder zyklischen Wiederholung um ein zunehmendes Inkrement zu erhöhen.
Ein Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass sie die Dauer der Spoiler-Gradientenimpulse x, y, und z um bis zu 60% verkürzen kann.
Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass sie erregte Echos reduzieren kann.
Ein anderer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass sie den Durchsatz von Magnetresonanz-Scannern erhöhen kann.
Im Folgenden wird eine erfindungsgemäße magnetische Resonanzmethode und Vorrichtung anhand von Beispielen unter Bezugnahme auf die begleitende Zeichnung beschrieben. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung der Vorrichtung, und
2 ein Timing-Diagramm einer bei dieser Methode verwendeten Bildgebungssequenz.
Bezug nehmend auf 1 umfasst die Vorrichtung, die für die medizinische Bildgebung vorgesehen ist, eine Hauptmagnetfeldsteuerung 10, mit der die supraleitenden Magneten oder widerstandsbehafteten Magneten 12 so gesteuert werden, dass entlang einer z-Achse durch eine Untersuchungsregion 14 ein im Wesentlichen gleichförmi ges, vorübergehend konstantes Magnetfeld erzeugt wird. Durch ein MR-Echomittel werden eine Reihe von Hochfrequenz-(HF) und Magnetfeld-Gradientenimpulsen zugeführt, um magnetische Spins zu invertieren oder anzuregen, magnetische Resonanz zu induzieren, magnetische Resonanz zu manipulieren, die magnetische Resonanz räumlich und auf andere Weise zu codieren, Spins zu sättigen und Ähnliches mehr, um MR-Bildgebungs- und - Spektroskopiesequenzen zu realisieren. Genauer gesagt führen Gradientenimpulsverstärker 20 Stromimpulse zu, um Ganzkörpergradientenspulen 22 einzeln oder paarweise auszuwählen. Ein Sender 24 sendet die HF-Impulse oder HF-Impulspakete an eine HF-Ganzkörperspule 26, um HF-Impulse in die Untersuchungsregion zu übertragen. Ein typischer HF-Impuls besteht aus einem Paket unmittelbar zusammenhängender Impulssegmente von kurzer Dauer, die insgesamt eine bestimmte Manipulation der Magnetresonanz erzielen. Die HF-Impulse dienen dazu, zu sättigen, Resonanz anzuregen, Magnetisierung zu invertieren oder Resonanz in bestimmten Teilen der Untersuchungsregion zu manipulieren. Bei Ganzkörperanwendungen werden die Resonanzsignale im Allgemeinen von der HF-Ganzkörperspule 26 aufgenommen.
Um Bilder von begrenzten Regionen des Objekts zu erzeugen, werden im Allgemeinen in direkter Nachbarschaft zur betreffenden Region lokale Spulen platziert. Zum Beispiel wird vorzugsweise eine einführbare Kopfspule 30 eingesetzt, die den gewählten Hirnbereich im Isozentrum der Bohrung umgibt. Die einführbare Kopfspule beinhaltet optional lokale Gradientenspulen 32, die Stromimpulse von den Gradientenverstärkern 20 empfangen, um in der Untersuchungsregion innerhalb der Kopfspule entlang der x-, y- und z-Achsen Magnetfeldgradienten zu erzeugen. Eine lokale HF-Spule 34 wird verwendet, um magnetische Resonanz zu erzeugen und vom Kopf des Patienten ausgestrahlte magnetische Resonanzsignale zu empfangen. Alternativ dazu kann eine lokale Nur-Empfang-Spule in Verbindung mit einer Körperspulenübertragung verwendet werden. Eine HF-Abschirmung 36 hindert die von der HF-Kopfspule kommenden HF-Signale daran , in den HF-Gradientenspulen und den umgebenden Strukturen Wirbelströme zu induzieren.
Eine Ablaufsteuerung 40 steuert die Gradientenimpulsverstärker 20, den digitalen Sender 24 und einen digitalen HF-Empfänger 38. Genauer gesagt beinhaltet die Ablaufsteuerung ein Timing-Mittel oder einen Prozessor 42, der die grundlegenden Timing-Signale für die Serie der MR-Bildgebungssequenzen liefert. Das Timing-Mittel 42 betätigt zyklisch einen Sättigungsimpulsgenerator 44, einen Spoiler-Gradienten-Generator 46 und eine stationäre Ablaufsteuerung 48.
Weiterhin Bezug nehmend auf 1 und 2 erzeugt der Sättigungsimpulsgenerator 44 eine räumlich oder spektral fokussierte Sättigungsimpulssignalform, die zur HF-Übertragungskette 50 weitergeleitet wird. Der HF-Impuls ist vorzugsweise schmalbandig, d. h. frequenzspezifisch, um ein bestimmtes Gewebe wie beispielsweise Fett zu sättigen oder um eine genau definierte Schicht sättigen zu können, wenn er bei Vorhandensein eines Schichtselektionsgradienten angewandt wird. Eine HF-Impulsphasensteuerung 54 steuert die Phase des HF-Sättigungsimpulses 52. In einer Ausführungsform zur räumlichen Unterdrückung steuert eine Schichtselektionssteuerung 56 die Stromverstärker 20, um einen Schichtselektionsimpuls 58 zu verursachen, der die zu sättigende Region des jeweiligen Volumens kontrolliert. Der Schichtselektionsgradient kann die Sättigung räumlich auf eine genau definierte Schicht vorgegebener Stärke, ein Paar parallel liegender Schichten oder Ähnliches fokussieren. Obwohl auf einer separaten Linie dargestellt ist hervorzuheben, dass der Schichtselektionsgradient entlang einer der x-, y- und z-Achsen oder schräg angewandt werden kann. Auf den räumlichen Sättigungsimpuls 52 und den Gradienten 58 folgen die Spoiler-Gradientenimpulse 62, 66 und 70. Es sind diese Gradientenimpulse, die sich ohne Beeinträchtigung der Bildqualität kürzen lassen, wenn die HF-Sättigungsimpulsphase entsprechend verschoben wird. In einer anderen Ausführungsform wird ein räumlicher Sättigungsimpuls 52' angewandt, um Signale von Fett oder anderem ausgewählten Gewebe im gesamten abzubildenden Volumen zu unterdrücken. Auf den räumlichen Sättigungsimpuls folgen unmittelbar die Spoiler-Gradientenpulse 62, 66 und 70. Diese Gradientenimpulse lassen sich ebenfalls kürzen, wenn die Phase des Impulses 52' entsprechend verschoben wird. In einer anderen Ausführungsform werden der räumliche Sättigungsimpuls 52', der räumliche Sättigungsimpuls 52 und der Schichtselektionsgradient 58 wie gezeigt gemeinsam zur kombinierten räumlichen und spektralen Vorsättigung angewandt.
Der Spoiler-Gradienten-Generator 46 beinhaltet eine x-Spoiler-Gradienten-Steuerung 60, die einen x-Spoiler-Gradienten 62 erzeugt, eine y-Spoiler-Gradienten-Steuerung 64 zur Erzeugung eines y-Spoiler-Gradienten 66 und eine z-Spoiler-Gradienten-Steuerung 68, die selektiv einen z-Spoiler-Gradienten 70 erzeugt.
Nach Anwendung der Vorsättigungs- und Spoiler-Gradienten betätigt das Timing-Mittel 42 die stationäre Ablaufsteuerung 48, die das Ausführen einer stationären Sequenz wie einer FAST-Sequenz und -Wiederholung 72 veranlasst. Vorzugsweise werden in einem Sequenzspeicher 74 weitere stationäre Sequenzen, wie beispielsweise FLASH, CE-FAST, dreidimensionale Bildsequenzen und Ähnliches, gespeichert, die der Bediener ebenfalls auswählen kann. Weiterhin werden im Sequenzspeicher spektrale Sättigungssequenzen wie MTC, FATSAT und Ähnliches gespeichert.
Die Entwicklung der Magnetisierung während einer MR-Bildgebungssequenz lässt sich als eine Reihe von Rotationen des Magnetisierungsvektors um eine Reihe von Achsen beschreiben. Jede Magnetisierungsrotation kann wie folgt geschrieben werden: m2 = R·m1 (1), wobei m₁ die anfängliche Magnetisierung (die durch einen 3-Elemente-Vektor beschrieben werden kann), m₂ die endgültige Magnetisierung und R ein Rotationsoperator ist (der durch eine 3 × 3-Matrix beschrieben werden kann). Darüber hinaus stellt das Produkt aus jeweils zwei Rotationen ebenfalls eine Rotation dar: RC = RB·RA (2).
Einige spezifische Rotationen werden wie folgt definiert:
R_Z(β) Rotation um die z-Achse des Rotationsrahmens um einen Winkel β
R_X(α) Rotation um die x-Achse des Rotationsrahmens um einen Winkel α
R_Y(α) Rotation um die y-Achse des Rotationsrahmens um einen Winkel α
R_Φ(α) Rotation um einen Winkel α um eine Achse in der x-y-Ebene des Rotationsrahmens, die um den Winkel Φ von der x-Achse entfernt ist (d. h., R_Y(α) = R_Φ(α) für Φ = 90°).
Ein brauchbares Rotationsverhältnis ist: RΦ(α) = RZ(–Φ)·RX(α)·RZ(Φ) (3).
Diese speziellen Rotationen wurden aus einem bestimmten Grund hervorgehoben. Die Entwicklung der Magnetisierung zwischen HF-Impulsen wird durch eine Rotation um die z-Achse des Rotationsrahmens mit folgendem gegebenen Rotationswinkel beschrieben: β = 2πγg·rτ (4), wobei γ das gyromagnetische Verhältnis, g der Magnetfeld-Gradientenvektor {G_X, G_Y, G_Z}, r der Positionsvektor {x, y, z} relativ zum Isozentrum und r das Zeitintervall zwischen HF-Impulsen ist.
Harte HF-Impulse werden durch Rotationen um Achsen in der x-y-Ebene des Rotationsrahmens beschrieben: die HF-Phase Φ definiert die Achse, und der Flip-Winkel α definiert die Rotation um diese Achse. (Weiche – d. h. selektive – Impulse können als eine alternierende Reihe von harten Pulsen und Verzögerungen formuliert werden, so dass das Folgende für sie ebenfalls gilt.)
In einer schnellen Bildgebungssequenz ist die Wiederholzeit TR normalerweise wesentlich geringer als die Gewebewerte T₁ und T₂, und die periodische Erregung führt zu einer nicht ausbalancierten stationären Magnetisierungsreaktion. Wenn kein HF-Spoiling-Verfahren angewandt wird und alle Phasengradienten nach der Anwendung "zurückgespult" werden, dann ist die Wiederholungseinheit der periodischen Erregung eine TR-Einheit lang. Bei den meisten solcher Sequenzen wird der Lesegradient über die TR-Periode nicht zu Null gemittelt und es kommt zu einer 360° Streuung der Phasenverschiebungswinkel (Rotationen um die z-Achse verursacht durch den Nettoeffekt des Lesegradienten) über jeden Bildpunkt hinweg. Das erfasste Signal als solches ist ein bildpunktgemitteltes stationäres Signal.
Wenn die phasencodierende Gradientenkeule von Ansicht zu Ansicht linear inkrementiert wird (wie es in der Regel geschieht), jedoch nicht nach jeder Datenerfassung zurückgespult wird, erfolgt pro TR-Periode eine zusätzliche Rotation um die z-Achse, die sich linear erhöht und von der Position entlang der phasencodierenden Achse des Bildes abhängt. Der Inkrementwinkel χ beträgt 180° an einem Rand des phasencodierten Bildbereichs (FOV), –180° am anderen Rand, und Null im Zentrum (wo der phasencodierende Gradient keine Wirkung erzielt). Auf der Linie ein Viertel vom Zentrum zum Rand des phasencodierten Bildbereichs entfernt, beträgt das Inkrement χ 45°: da der Gradient von Ansicht zu Ansicht abgestuft ist, verläuft die zusätzliche Rotation um die z-Achse mit 45°, 90°, 135°, 180°, 225°, .... Die effektive Wiederholungslänge der periodischen Erregung beträgt in diesem Fall 8 TR, und der Nettobeitrag der verbleibenden transversalen Magnetisierung zum Signal ist anders als bei den übrigen, rechtwinklig zur phasencodierten Achse verlaufenden Linien, wie in der oben genannten Abhandlung von Crawley, Wood und Henkelman ausführlich erläutert wird. Das hellste Band tritt im Zentrum des Bildes auf (wobei χ = 0 ist), und weitere helle Bänder treten auf, wenn χ gleich ist mit m*360°/n, wobei m und n kleine ganzzahligen Werte sind (z. B. m = 1 und n = 8 für 45°). Einen geringeren Rauschabstand, aber einen besseren T₁-gewichteten Kontrast erzielt man abseits der Bänder. Mittels Simulation und Experiment hat man herausgefunden, dass 105° (m = 7, n = 24) eine gute Wahl für χ ist. Im Zusammenhang mit einer effizienten Sättigung wird ein χ-Wert gesucht, der die destruktive Interferenz der restlichen transversalen Magnetisierung von unerwünschten Merkmalen im Bild maximiert – auch hier wäre 0°, 180° oder 45° eine schlechte Wahl für χ, und 105° eine gute Wahl.
Nicht wünschenswert ist es, dass die Verbesserung des Kontrasts oder die Maximierung der Sättigung in einer positionsabhängigen Weise geschieht. Daher werden die phasencodierenden Gradienten nach jeder Erfassung zurückgespult, um die räumliche Abhängigkeit zu eliminieren. Mittels HF-Phasen-Cycling wird eine effektive Rotation um die z-Achse erzeugt, die für alle erregten Kerne linear ansteigt. Diese Kerne, die zwischen den Impulsen eine Nettorotation β um die z-Achse erfahren, sind als Folge von Lesegradienten, Schichtgradienten, Feldinhomogenität usw. zu betrachten. Angewandt wird ein Satz von HF-Impulsen mit gleichmäßigen Abständen, einem Flip-Winkel α und den Phasen Φ₁, Φ₂, Φ₃, Φ₄, .... Die Magnetisierung entwickelt sich wie folgt: m = ... RZ(β)·RΦ4(α)·RZ(β)·RΦ3(α)·RZ(β)·RΦ2(α) ·RZ(β)·RΦ1(α)·mAfangswert (5).
Indem man das zuvor dargelegte Verhältnis zwischen R_Φ und R_X verwendet und aufeinander folgende Rotationen um die z-Achse kombiniert, wird dieser Ausdruck zu Folgendem: m = ... RZ(β)·RZ – Φ4·RX(α)·RZ(β + Φ4 – Φ3)·RX(α)·RZ(β + Φ3 – Φ2) ·RX(α)·RZ(β + Φ2 – Φ1)·RX(α)·RZ(Φ1)·mAnfangswert (6)
Die effektive Rotation um die z-Achse zwischen aufeinander folgenden HF-Impulsen ist von der Differenz zwischen den HF-Phasen abhängig: Φ_k – Φ_k-1. Wenn die Phase des Impulses linear ansteigt (z. B. 0°, 45°, 90°, 135°, ...), ist das Phaseninkrement ΔΦ zwischen aufeinander folgenden Impulsen konstant (z. B. 45°). Infolgedessen ändert sich die Nettorotation um die z-Achse von β zu β + ΔΦ. In einem bildpunktgemittelten stationären Zustand wird das Signal jedoch über einen Rotationsbereich von 360° um die z-Achse gemittelt. Durch Hinzufügen des Ausdrucks ΔΦ wird der Bereich gemittelter Winkel zwar von 0° bis 360° zu ΔΦ bis 360°+ ΔΦ verschoben, der mittlere Signalwert aber nicht verändert. Darüber hinaus ist die z-Rotation in jedem Intervall dieselbe, so dass die effektive Wiederholungslänge weiterhin ein Impuls-zu-Impuls-Intervall beträgt. Wenn andererseits das Phasenverschiebungsinkrement linear ansteigt (z. B. 0°, 45°, 135°, 270°, 450°, ... oder allgemeiner 0χ, 1χ, 3χ, 6χ, 10χ, ...), dann steigt die Nettorotation um die z-Achse (bestimmt durch die Differenz zwischen aufeinander folgenden Impulsphasen) linear an: 45° – 0° = 45°, 135° – 45° = 90°, 270° – 135° = 135°, ... (wobei der konstante β-Beitrag hier der Einfachheit halber ignoriert wird). Das Ergebnis ist dem Fall des nicht zurückgespulten, phasencodierenden Gradienten sehr ähnlich, jedoch ohne die störende Bandbildung. Insbesondere beträgt die effektive Wiederholungslänge mehr als eine TR-Periode. Unter Verwendung eines geeigneten χ-Wertes, wie beispielsweise der zuvor genannte Wert von 105°, wird die destruktive Interferenz der verbleibenden transversalen Magnetisierung maximiert und damit die Erforderlichkeit von Spoiler-Gradientenlänge minimiert.
Indem sich der Flip-Winkel α der gewählten Bildgebungssequenz dem Ernst-Winkel annähert, d. h. cosα = exp(–TR/T1), wird die stationäre Sättigung weniger effizient und zunehmend unempfindlicher gegenüber Phasenverschiebungen. Dementsprechend ist es nachdrücklich zu bevorzugen, dass die Bildgebungssequenz mit anderen Flip-Winkeln als dem Ernst-Winkel durchgeführt wird. Analog dazu kann das Phaseninkrement an den gewählten Flip-Winkel angepasst werden.
Bei jeder Wiederholung der stationären Sequenz wird die Phase Φ aufeinander folgender Sättigungsimpulse von einer Phasenverschiebungssteuerung 76 geändert. Im einfachsten Fall kann die Phasenverschiebung ΔΦ konstant sein.
Vorzugsweise wird die Phase um einen linearen zunehmenden Betrag inkrementiert, anstatt sie zwischen aufeinander folgenden Impulsen um einen festen Betrag zu inkrementieren, d. h. demselben 105°-Schritt für jeden Zyklus. Das bedeutet, dass bei einem Phasenschritt von α die Phasenverschiebung und die Phase wie folgt linear inkrementiert werden:
ΔΦ = α, 2α, 3α, 4α, 5α, 6α, ... (7a),
Φ = 0, α, 3α, 6α, 10α, 15α, 21α ,... (7b).
Auch hier ist ein Phasenschritt von α = 105° zu bevorzugen.
Alternativ können andere Phasen-Cycling-Verfahren gewählt werden. Beispielsweise können zwei oder mehr phasenverschiebungsindizierte Inkrementsequenzen alternierend oder zyklisch implementiert werden. Eine andere Alternative wäre die Wahl eines zufallsmäßigen Phasen-Cycling-Verfahrens. Als weitere Alternative kann die Inkrementsteuerung für die Phasenverschiebung durch einen Phasenspeicher ersetzt werden, in dem eine vorgewählte Reihe von HF-Phasen gespeichert sind, die im Voraus auf der Grundlage der oben besprochenen oder anderer Verfahren berechnet wurden.
MR-Signalechos oder andere während der Bildgebungssequenz 72 erzeugte Signale werden von der HF-Spule 34 und dem Digitalempfänger 38 empfangen. Die empfangenen und demodulierten Resonanzsignale werden mit einem Rekonstruktionsprozessor 80 zu einer Volumenbilddarstellung rekonstruiert. In der bevorzugten Ausführungsform verwendet der Rekonstruktionsprozessor 80 zur Rekonstruktion die dreidimensionale inverse Fourier-Transformation. Die rekonstruierte Volumenbilddarstellung wird im Volumenbildspeicher 82 gespeichert. Ein Speicherzugriffssteuerungs- und Videoprozessor 84 ruft gezielt ausgewählte Teile des der Volumenbildinformationen im Speicher 82 ab. Der Videoprozessor ruft eine oder mehrere Datenebenen aus dem Bildspeicher, dreidimensionale Bildwiedergaben, Bilder bestehend aus einer Vielzahl benutzerdefinierter Schnittebenen usw. ab, wie in der Technik bekannt ist. Die abgerufenen Bildinformationen werden von einem Videomonitor 86 in eine visuell lesbare Anzeige umgewandelt.

Fig. 1:

10: Magnetfeldsteuerung
20: Gradientenverstärker
24: Digitaler Sender
38: Digitaler Empfänger
42: Timing-Mittel
44/50: HF
48: Stationäre Bildsequenzsteuerung
54: HF-Phase
56: Schichtselektion
60: x-Spoiler-Gradient
64: y-Spoiler-Gradient
68: z-Spoiler-Gradient
74: Sequenzspeicher
76: ΔΦ-Erhöhung
80: Rekonstruktionsprozessor
82: Bildspeicher
84: Videoprozessor

Claims

Magnetische Resonanzmethode, bei der sich mindestens ein Teil eines Objekts in einer Untersuchungsregion (14) mit einem zeitweise konstanten magnetischen Feld befindet, und der Objektteil in der Untersuchungsregion (14) untersucht wird, indem zyklisch (i) ein HF-Sättigungsimpuls (52, 52') zugeführt wird, damit nur bestimmte Materie des Objektteils gesättigt werden, (ii) Spoiler-Gradienten (62, 66, 70) angewandt werden, und (iii) eine magnetische Resonanzfrequenz (72) zur Erzeugung eines magnetischen Resonanzsignals von nicht gesättigter Materie in der Untersuchungsregion (14) angewandt wird, wobei die magnetischen Resonanzsignale empfangen und verarbeitet werden, dadurch gekennzeichnet, dass bei jeder zyklischen Wiederholung die Phase des HF-Sättigungsimpulses (52, 52') erhöht wird, um die Phase der nachfolgenden Sättigungsimpulse so zu verändern, dass die verbleibende transversale Magnetisierung stärker unterdrückt wird als in einem Fall, bei dem die Phase nicht erhöht wird.
Methode nach Anspruch 1, wobei die Phase des HF-Sättigungsimpulses (52, 52') bei jeder zyklischen Wiederholung um ein linear zunehmendes Inkrement erhöht wird.
Methode nach Anspruch 2, wobei in einer ersten Wiederholung die Phase Φ des HF-Sättigungsimpulses (52, 52') um einen vorgewählten Phasenschritt inkrementiert wird, in einer zweiten Wiederholung die Phase des HF-Sättigungsimpulses (52, 52') um das Doppelte des vorgewählten Phasenschritts inkrementiert wird, in einer dritten Wiederholung die Phase des HF-Sättigungsimpulses (52, 52') um das Dreifache des vorgewählten Phasenschritts inkrementiert wird, und in einer vierten Wiederholung die Phase des HF-Sättigungsimpulses (52, 52') um das Vierfache des vorgewählten Phasenschritts inkrementiert wird.
Methode nach Anspruch 1, wobei die Phase des HF-Sättigungsimpulses bei jeder zyklischen Wiederholung um denselben vorgewählten Phasenschritt inkrementiert wird.
Methode nach Anspruch 3 oder Anspruch 4, wobei der vorgewählte Phasenschritt 105° beträgt.
Methode nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der HF-Sättigungsimpuls (52) zeitgleich mit eine räumlich begrenzenden Magnetfeldgradienten (58) angewandt wird, um eine räumliche Fokussierung zu erzielen.
Magnetische Resonanzvorrichtung, die Folgendes umfasst: Magneten (12) zur Erzeugung eines konstanten Magnetfeldes in einer Untersuchungsregion (14), eine HF-Spule (26, 34) und Sendevorrichtung (24) zur Übertragung von HF-Sättigungs-, HF-Resonanzerregungs- und HF-Resonanzmanipulierungsimpulsen in die Untersuchungsregion (14); einen Empfänger (38) zum Empfangen von aus der Untersuchungsregion (14) ausgestrahlten magnetischen Resonanzsignalen; Gradientenspulen (22, 32) und Gradientenimpulsverstärker (20) für die Anwendung von Magnetfeldgradienten entlang orthogonaler Achsen in der Untersuchungsregion (14); eine Ablaufsteuerung (40) zur Steuerung der Gradientenverstärker (20) und des Senders (24), um den Sender (24) und die Gradientenverstärker (20) zu veranlassen, zyklisch (i) einen fokussierten HF-Sättigungsimpuls (52, 52') zuzuführen, damit nur bestimmte Materie des zu analysierenden Objektteils in der Untersuchungsregion gesättigt wird, (ii) Spoiler-Gradienten (62, 66, 70) anzuwenden, und (iii) eine magnetische Resonanzfrequenz (72) zur Erzeugung eines magnetischen Resonanzsignals von nicht gesättigter Materie in der Untersuchungsregion (14) anzuwenden; und einen Rekonstruktionsprozessor (80) zur Verarbeitung empfangener magnetischer Resonanzsignale; dadurch gekennzeichnet, dass: Mittel (76) vorhanden sind, um die Phase der Sättigungsimpulse (52, 52') bei jeder zyklischen Wiederholung zu inkrementieren, und um die Phase der aufeinander folgenden Sättigungsimpulse so zu ändern, so dass die verbleibende transversale Magnetisierung stärker unterdrückt wird als in einem Fall, bei dem die Phase nicht erhöht wird.
Magnetische Resonanzvorrichtung nach Anspruch 7, wobei die Phasensteuerungsmittel (76) vorgesehen sind, um die Phase des HF-Sättigungsimpulses (52, 52') bei jeder zyklischen Wiederholung um ein zunehmendes Inkrement zu erhöhen.
Magnetische Resonanzvorrichtung nach Anspruch 7 oder Anspruch 8, wobei die HF-Spule (26, 34) und die Sendevorrichtung (24) vorgesehen sind, um frequenzspezifische HF-Impulse zu senden, und wobei die Vorrichtung Mittel (44) umfasst, um die Frequenz der HF-Impulse (52) zur räumlichen Fokussierung der Sättigungsimpulse (52) auszuwählen.
Magnetische Resonanzvorrichtung nach Anspruch 9, wobei die Ablaufsteuerung (40) geeignete Mittel (56) umfasst, um die Gradientenverstärker (20) zu veranlassen, zeitgleich mit den Sättigungsimpulsen (52) einen Raumselektionsgradienten (58) zur räumlichen Fokussierung der Sättigung zu liefern.