WO1996010755A1 - Pulssequenz mit mehrschicht-anregung - Google Patents

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WO1996010755A1
WO1996010755A1 PCT/DE1995/001341 DE9501341W WO9610755A1 WO 1996010755 A1 WO1996010755 A1 WO 1996010755A1 DE 9501341 W DE9501341 W DE 9501341W WO 9610755 A1 WO9610755 A1 WO 9610755A1
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pulses
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Ralf Ladebeck
Harald Werthner
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Siemens Aktiengesellschaft
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    • G01R33/56563—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the main magnetic field B0, e.g. temporal variation of the magnitude or spatial inhomogeneity of B0

Definitions

  • Another approach to shortening the measurement time when acquiring data from several layers is to excite at least one further layer for a first layer within the repetition time of a sequence.
  • the time gap between the data acquisition in one layer and the next excitation in the same layer is used to excite an adjacent layer and to carry out a scan there.
  • Such a multilayer technique is described, for example, by L.E.
  • a multi-layer method is also known from the article Journal of Magn. Res. Imaging, 1, pp. 531-538, by I.E. Bishop et al. However, this method is sensitive to basic field inhomogeneities and susceptibilities.
  • the high-frequency pulses are designed as separate individual pulses.
  • the measurement time becomes particularly critical in the so-called single point imaging method, as described, for example, in SMRM Abstracts 1993, page 1215.
  • Such a method enables imaging in inhomogeneous fields by replacing the readout gradient with a phase coding experiment.
  • only one point in the k-rough is obtained per scan, so that a measurement time of NxNxTR results for a slice with a square raw data matrix of size N and a repetition time TR. If there are several layers, the measuring time is extended accordingly.
  • the object of the invention is to shorten the measurement time for data acquisition from several layers.
  • the multiple excitation or multiple refocusing of layers within a scan which can be carried out with a small offset, results in a significant reduction in measurement time. Since the echo signals occur with a time offset, they can be separated without problems. The gain in measurement time is of particular importance in the case of "single point" imaging suitable for inhomogeneous fields. The greatest gain in measurement time compared to conventional multi-layer techniques in the TR interval results if the echo time TE (time between excitation and the assigned echo signal) is large compared to TR. Since the slice gradient strength is the same for excitation and refocusing, the selected slices have the same curvature, so that the method is relatively insensitive to basic field inhomogeneities and susceptibilities.
  • 1 to 5 show a first exemplary embodiment of a pulse sequence according to the invention
  • Figures 6 to 10, 11 to 15, 16 to 20 and 21 to 25 each further exemplary embodiments for pulse sequences.
  • FIG. 1 shows a scan of a single point sequence.
  • the high-frequency pulses RF are shown in FIG.
  • the nuclear spins are excited with a first high-frequency pulse RF1, which is radiated in under the effect of a slice selection gradient GS1.
  • the high-frequency pulse RF1 consists of the addition of several selective single high-frequency pulses which are radiated in under the action of a slice gradient GS1.
  • the individual high-frequency pulses are each offset by a time interval ⁇ .
  • FIG. 1 shows only two individual high-frequency pulses; the marking [n] indicates that the high-frequency pulse RF1 is actually composed of n individual high-frequency pulses.
  • these single high-frequency pulses excite adjacent slices by being offset in frequency accordingly.
  • the slice selection gradient GS is inverted (GS2) in order to rephase the nuclear spins dephased by the positive part GS1 of the slice selection gradient GS.
  • a gradient pulse of the same amplitude time area would have the same effect as the gradient pulse GS2, but in the positive direction after the second high-frequency pulse RF2.
  • phase coding gradients GP1 and GP2 are incremented from scan to scan, which is indicated in FIGS. 3 and 4 by the division and an arrow.
  • this second high-frequency pulse RF2 has a flip angle of 180 ° in the exemplary embodiment.
  • the second high-frequency pulse RF2 also consists of the addition of n selective individual high-frequency pulses, which in turn are radiated in under the action of a slice selection gradient GS3 and have a temporal offset ⁇ .
  • the previously excited slices are individually refocused by appropriate selection of the frequency spectra of the individual pulses.
  • Both high-frequency pulses RF1 and P.F2 consist of an additive superposition of individual pulses.
  • the refocusing produces n nuclear magnetic resonance signals in a readout phase, which appear at the same distance ⁇ as the individual high-frequency pulses for the excitation pulse RF1.
  • the signals from the individual layers can thus be identified separately.
  • phase coding gradients GP1 and GP2 are used for phase coding in two directions, but there is no readout gradient. While in conventional methods a range of values in k-space or, in other words, a complete line in a raw data matrix is acquired by reading out the nuclear magnetic resonance signal under a readout gradient, only a single point in k-space is measured here. This imaging method is therefore also referred to as a "single point" method. By dispensing with a readout gradient, distortions in the direction of the readout gradient due to magnetic field inhomogeneities are to be avoided.
  • inhomogeneities in the phase coding direction do not lead to distortions, since this essentially depends on signal differences between successive phase coding steps.
  • the main disadvantage of the single point method, which is suitable for inhomogeneous fields is the long measuring time since, as already stated, only one point is measured in the k-space per scan.
  • pulse sequences are important for inhomogeneous fields because magnets can be manufactured much cheaper and smaller if the requirements for their homogeneity are reduced.
  • magnets can have an “open” design, ie the patient is more accessible, for example for interventional MR applications, and the comfort for the patient is improved.
  • Such magnets are also well suited for special applications, for example MR mammography.
  • the time offset ⁇ between the individual pulses of the high-frequency pulses RF1 and RF2 and between the won echo signals S is essentially determined by the fact that the echo signals S must be separable in time. Since the readout intervals are very short due to the missing readout gradient, especially in the single point method, the echo signals S can also be very short and the time offset ⁇ can be small.
  • the time offset ⁇ between two layers can be chosen as desired (if ⁇ X Xmin) and does not necessarily have to be constant for all layer spacings.
  • phase coding gradients GP1 'and GP2' after reading out the nuclear magnetic resonance signals S. Since there is in each case a 180 ° high-frequency pulse between the first phase coding gradients GP1 and GP2 and the rephasing gradients GP1 'and GP2', which inverts the magnetization, phase coding gradients and rephasing gradients have the same sign, but they act in opposite directions and thus rise considered on the scan.
  • this inhomogeneity in a spatial direction corresponds to a permanent gradient. As shown in FIG. 7, this inhomogeneity can be used as a permanent slice selection gradient GS.
  • the inhomogeneity should preferably be linear, since otherwise the layer thickness varies depending on the layer position.
  • a non-linear inhomogeneity as a permanent gradient can also be used if one knows the bandwidth of the RF pulses for the different ones when this inhomogeneity is known
  • the permanent gradient GS in the slice selection direction there is no need to switch gradients in this direction.
  • the rephasing of the nuclear spins in the slice selection direction which is carried out in the exemplary embodiment according to FIG. 2 by separate rephasing gradients GSR, is also effected in the exemplary embodiment according to FIGS. 6 to 10 by the permanent gradient GS. It is only necessary to dimension the time interval X such that the gradient integral is sufficient for the rephasing in this time interval.
  • the phase coding gradients GP1 and GP2 are switched as in the exemplary embodiment according to FIGS. 1 to 5.
  • FIGS. 11 to 15 Another exemplary embodiment is shown in FIGS. 11 to 15.
  • a readout gradient GR is switched on in a second, perpendicular direction during the readout of the nuclear magnetic resonance signals S.
  • a pre-phasing pulse in the readout direction is switched on between the two high-frequency pulses RF1 and RF2.
  • a first nuclear magnetic resonance signal is read out under a first pulse in the readout direction, and further nuclear magnetic resonance signals S are read out under the positive partial pulses of subsequent bipolar pulses in the readout direction.
  • the gradient pulse sequence in the readout direction is designed in such a way that the nuclear spins are rephased in the readout direction at the signal times.
  • one complete line of the raw data matrix is obtained per scan. Due to the multi-layer excitation according to the invention, one line for the raw data matrices of several layers is obtained here with a short time offset ⁇ . Distortions in the readout direction due to inhomogeneities can be corrected using known methods.
  • the nuclear magnetic resonance signals S arise as spin echoes due to the refocusing high-frequency pulses.
  • the rephasing pulses GSR then having to be negative due to the absence of the inverting effect of the refocusing high-frequency pulses RF2.
  • the method according to FIGS. 1 to 5, ie a single-point method, is of particular interest for such a modification.
  • a chemical shift imaging method can be carried out, the resonance frequencies contained therein being determined layer-selectively for each pixel.
  • One example of use is the fat-water distinction.
  • the pulse sequences according to FIGS. 1 to 5 and 11 to 15 can be modified by omitting the slice selection gradient GS3 such that the high-frequency refocusing pulses RF2 are not selective.
  • Different echo times TE can thus be set for the different layers.
  • the spin echo signals from the respective layers arise in an order which is the reverse of the order in which the excitation is carried out.
  • the echo time and, in the case of rapidly repeated sequences, the total measurement time can be shortened, since the non-selective refocusing pulse has a shorter time duration.
  • FIGS. 16 to 20 A further exemplary embodiment of the method according to the invention is shown in FIGS. 16 to 20.
  • the excitation high-frequency pulse RF1 is not slice-selective, while the refocusing high-frequency pulses RF2 are slice-selective. Otherwise, this exemplary embodiment corresponds to that according to FIGS. 11 to 15.
  • the temporal positioning of the refocusing high-frequency pulses RF2 for the set a different echo time TE for individual layers There is twice the time available for reading and switching the pre-phasing gradient in the reading direction than in the variant according to FIGS.
  • the distance between the nuclear magnetic resonance signals changes from ⁇ (distance between the high-frequency pulse refocusing pulses RF2) to 2 ⁇ doubled.
  • the amplitude of the readout gradient can thus be reduced and thus also the requirements for gradient switching times.
  • the minimum echo time can also be reduced with a non-selective excitation pulse compared to the exemplary embodiment according to FIGS. 11 to 15.
  • FIGS. 16 to 20 show the non-slice-selective excitation high-frequency pulse RF1 in connection with a readout gradient GR.
  • combination with a single-point method according to FIGS. 1 to 5 is also possible.
  • the sequence of the layers during the refocusing is inverted compared to the exemplary embodiment according to FIGS. 11 to 15, i.e. the slice excited first is refocused last.
  • the distance between the individual nuclear magnetic resonance signals S increases from ⁇ (distance between two excitation or refocusing high-frequency pulses) from ⁇ to 3 ⁇ , so that the time available for reading out is extended in relation to the time period ⁇ .
  • a lower gradient amplitude can thus be selected for the readout gradient GR for the actual readout pulse and / or for the rephasing pulse, so that the demands on the gradient amplifier are lower.

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Abstract

Ein Scan der erfindungsgemäßen Pulssequenz besteht aus folgenden Schritten: a) währende einer Anregephase werden unter der Wirkung eines Schichtselektionsgradienten (GS) zeitlich versetzte Anrege-Hochfrequenzpulse (RF1) mit unterschiedlichen Frequenzen eingestrahlt, b) die angeregten Kernspins werden phasencodiert und durch ebenfalls zeitlich versetzte Hochfrequenz-Refokussierungspulse (RF2) und einen zweiten Gradienten (GS3) in Schichtselektionsrichtung refokussiert, c) zwischen den entstehenden Kernresonanzsignalen (S) werden Refokussierungsgradienten (GSR) in Schichtselektionsrichtung eingeschaltet.

Description

Beschreibung
Pulssequenz mit Mehrschicht-Anregung
In der Kernspintomographie ist es ein allgemeines Ziel, die Meßzeit so kurz wie möglich zu halten. Dazu werden z.B. "schnelle" Pulssequenzen eingesetzt, bei denen die Repetiti- onszeit der Pulssequenzen so kurz ist, daß sich ein dynami¬ scher Gleichgewichtszustand der Magnetisierung einstellt. Ein typisches Beispiel für diese Gattung ist die sogenannte "FISP"-Sequenz, wie sie in der US-Patentschrift 4 769 603 beschrieben ist.
Ein anderer Ansatz für die Verkürzung der Meßzeit bei der Datenakquisition aus mehreren Schichten besteht darin, inner¬ halb der Repetitionszeit einer Sequenz für eine erste Schicht mindestens eine weitere Schicht anzuregen. Dabei wird die Tatsache ausgenutzt, daß die Repetitionszeit einer Sequenz normalerweise wesentlich länger ist als die Zeit zwischen Anregung und Auslesen eines Kernresonanzsignals, also die sogenannte Echozeit. Die Zeitlücke zwischen der Datenakquisi¬ tion in einer Schicht und der nächsten Anregung in derselben Schicht wird dabei dazu verwendet, eine benachbarte Schicht anzuregen und dort einen Scan durchzuführen. Eine derartige Mehrschichttechnik ist beispielsweise beschrieben von L.E.
Crooks et al in Radiology 146, Seite 123 (1983). Diese Mehr¬ schichttechnik kann jedoch nicht immer eingesetzt werden, und zwar insbesondere dann nicht, wenn die Repetitionszeit TR sehr kurz ist und sich dem minimal möglichen Wert für die Bildgebung aus einer einzelnen Schicht nähert. Dies gilt z.B. für schnelle Gradientenechosequenzen.
Von S. Müller wurde in Magnetic Resonance in Medicine 6, Sei¬ ten 364-371 (1988) vorgeschlagen, durch Anregungspulse, die ein Mehrfrequenz-Anregespektrum aufweisen, mehrere Schichten gleichzeitig anzuregen. Dabei entsteht nur ein Echo, in dem alle Schichten zusammenfallen. Da die Signale aus den ver- schiedenen Schichten jedoch unterschiedliche Phasen aufwei¬ sen, ist eine Separation dieser Signale möglich. Bei dieser Anordnung benötigt man jedoch mindestens so viele Messungen, wie Schichten untersucht werden sollen, so daß man keinen Meßzeitvorteil erhält.
Ein Multischicht-Verfahren ist ferner bekannt aus dem Artikel Journal of Magn. Res. Imaging, 1, S. 531-538, von I.E. Bishop et al. Dieses Verfahren ist jedoch empfindlich auf Grundfeld- Inhomogenitäten und Suszeptibilitäten. Die Hochfrequenzpulse sind als separate Einzelpulse ausgeführ .
Besonders kritisch wird die Meßzeit beim sogenannten single point-Bildgebungsverfahren, wie es beispielsweise in den SMRM Abstracts 1993, Seite 1215, beschrieben ist. Ein derartiges Verfahren ermöglicht eine Bildgebung in inhomogenen Feldern, indem der Auslesegradient durch ein Phasencodierexperiment ersetzt wird. Dabei wird jedoch je Scan nur ein Punkt im k- Rau gewonnen, so daß sich für eine Schicht bei einer quadra- tischen Rohdaten-Matrix der Größe N und einer Repetitionszeit TR eine Meßzeit von NxNxTR ergibt. Bei mehreren Schichten wird die Meßzeit noch entsprechend verlängert.
Aufgabe der Erfindung ist es, die Meßzeit bei der Datenakqui- sition aus mehreren Schichten zu verkürzen.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die Merkmale des Anspruchs 1 bzw. in einer alternativen Ausgestaltung durch die Merkmale des Anspruchs 5 gelöst. Durch die mehrfache Anregung bzw. mehrfache Refokussierung von Schichten in¬ nerhalb eines Scans, die mit geringem Versatz erfolgen kann, ergibt sich eine deutliche Meßzeitverkürzung. Da die Echosi¬ gnale mit zeitlichem Versatz auftreten, können sie problemlos separiert werden. Der Meßzeitgewinn ist bei der für inhomo- gene Felder geeigneten "Single point"-Bildgebung von beson¬ derer Bedeutung. Der größte Meßzeitgewinn gegenüber konven¬ tionellen Multischichttechniken im TR-Intervall ergibt sich, wenn die Echozeit TE (Zeit zwischen Anregung und dem zuge¬ ordneten Echosignal) groß gegenüber TR ist. Da die Schicht¬ gradientenstärke bei Anregung und Refokussierung gleich ist, weisen die selektierten Schichten gleiche Krümmung auf, so daß das Verfahren relativ insensitiv auf Grundfeldinhomoge¬ nitäten und Suszeptibilitäten ist.
Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unter¬ ansprüchen angegeben.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand der Figuren 1 bis 25 näher erläutert. Dabei zeigen:
Figuren 1 bis 5 ein erstes Ausführungsbeispiel einer Pulsse- quenz nach der Erfindung,
Figuren 6 bis 10, 11 bis 15, 16 bis 20 und 21 bis 25 jeweils weitere Ausführungsbeispiele für Pulssequenzen.
Die Figuren 1 bis 5 zeigen einen Scan einer Single point- Sequenz. In Figur 1 sind die Hochfrequenzpulse RF darge¬ stellt. Mit einem ersten Hochfrequenzpuls RF1, der unter der Wirkung eines Schichtselektionsgradienten GSl eingestrahlt ist, werden die Kernspins angeregt. Der Hochfrequenzpuls RF1 besteht aus der Addition mehrerer selektiver Einzel-Hochfre¬ quenzpulse, die unter der Wirkung eines Schichtselektionsgra- dienten GSl eingestrahlt werden. Die Einzel-Hochfrequenzpulse sind jeweils um ein Zeitintervall τ versetzt. In Figur 1 sind der Übersichtlichkeit wegen nur zwei Einzel-Hochfrequenzpulse gezeigt, durch die Markierung [n] ist angedeutet, daß der Hochfrequenzpuls RFl tatsächlich aus n Einzel-Hochfrequenz¬ pulsen zusammengesetzt ist. Diese Einzel-Hochfrequenzpulse regen unter der Wirkung des Schichtselektionsgradienten GSl benachbarte Schichten an, indem sie frequenzmäßig entspre- chend versetzt sind. Wie in Figur 2 dargestellt, wird nach der Anregung der Schichtselektionsgradient GS invertiert (GS2), um die durch den positiven Teil GSl des Schichtselektionsgradienten GS dephasierten Kernspins zu rephasieren. Gleichwirkend zum Gradientenpuls GS2 wäre ein Gradientenpuls gleicher Amplitu¬ denzeitfläche, jedoch in positiver Richtung nach dem zweiten Hochfrequenzpuls RF2.
In der nächsten Phase werden die Kernspins, wie in den Figu- ren 3 und 4 dargestellt, in zwei senkrecht aufeinanderstellen¬ den Richtungen durch Phasencodiergradienten GP1 und GP2 pha¬ sencodiert. Diese Phasencodiergradienten werden von Scan zu Scan schrittweise fortgeschaltet, was in den Figuren 3 und 4 durch die Unterteilung und einen Pfeil angedeutet ist.
In der nächsten Phase werden die Kernspins durch einen zwei¬ ten Hochfrequenzpuls RF2 refokussiert. Hierzu weist dieser zweite Hochfrequenzpuls RF2 im Ausführungsbeispiel einen Flipwinkel von 180° auf. Auch der zweite Hochf equenzpuls RF2 besteht aus der Addition von n selektiven Einzel-Hochfre¬ quenzpulsen, die wiederum unter der Wirkung eines Schichtse- lektionsgradienten GS3 eingestrahlt werden und einen zeitli¬ chen Versatz τ aufweisen. Durch entsprechende Wahl der Fre¬ quenzspektren der Einzelpulse werden die vorher angeregten Schichten wieder einzeln refokussiert.
Beide Hochfrequenzpulse RF1 und P.F2 bestehen aus einer addi¬ tiven Überlagerung von Einzelpulsen.
Durch die Refokussierung entstehen in einer Auslesephase n Kernresonanzsignale, die im selben Abstand τ wie die Einzel- Hochfrequenzpulse beim Anregepuls RF1 erscheinen. Somit sind die Signale aus den einzelnen Schichten separat identifizier¬ bar.
Für jedes einzelne Echosignal S muß eine Rephasierung in Schichtselektionsrichtung vorliegen, d.h. das Gradientensi- gnal in SchichtSelektionsrichtung 0 sein. Dazu werden zwi¬ schen den einzelnen Signalen S einzelne Rephasierungspulse GSR in Schichtselektionsrichtung eingeschaltet, die so dimen¬ sioniert sind, daß das obengenannte Gradientenintegral 0 wird. Durch diese Rephasierungspulse GSR und die während die¬ ser Zeit wirkende Inhomogenität werden zwar die Kernspins in der jeweils ausgelesenen Schicht rephasiert, benachbarte Schichten werden aber dephasiert, so daß, wie gewünscht, nur das Signal aus einer Schicht gemessen wird.
Beim Ausführungsbeispiel nach den Figuren 1 bis 5 erfolgt mit den Phasencodiergradienten GPl und GP2 eine Phasencodierung in zwei Richtungen, es ist jedoch kein Auslesegradient vor¬ handen. Während bei üblichen Verfahren durch Auslesen des Kernresonanzsignals unter einem Auslesegradienten ein Werte¬ bereich im k-Raum oder, anders ausgedrückt, eine vollständige Zeile in einer Rohdatenmatrix erfaßt wird, wird hier nur ein einzelner Punkt im k-Raum gemessen. Dieses Bildgebungsverfah- ren wird daher auch als "Single point"-Verfahren bezeichnet. Durch den Verzicht auf einen Auslesegradienten sollen Ver¬ zeichnungen in Richtung des Auslesegradienten durch Magnet¬ feld-Inhomogenitäten vermieden werden. Durch Auslesegradien¬ ten sollte ein im Idealfall linearer Zusammenhang zwischen dem Ort x in Frequenzcodierrichtung und der zugeordneten Re- sonanzfrequenz der Kernspins erreicht werden. Magnetfeldin- homogenitäten führen jedoch zu Nichtlinearitäten in diesem Zusammenhang. Dies rührt daher, daß dem linearen Auslesegra¬ dienten Gradienten überlagert sind, die die Inhomogenität des Grundmagnetfeldes repräsentieren.
Inhomogenitäten in Phasencodierrichtung führen unter der Voraussetzung, daß das Magnetfeld während der Auslesephase konstant ist, dagegen nicht zu Verzerrungen, da es hierbei im wesentlichen auf Signalunterschiede zwischen aufeinanderfol- genden Phasencodierschritten ankommt. Der wesentliche Nachteil des für inhomogene Felder geeigneten Single point-Verfahrens besteht in der langen Meßzeit, da - wie bereits ausgeführt - je Scan nur ein Punkt im k-Raum ge¬ messen wird. Andererseits sind Pulssequenzen für inhomogene Felder deshalb von Bedeutung, weil Magnete wesentlich billi¬ ger und kleiner hergestellt werden können, wenn man die An¬ forderungen an deren Homogenität verringert. Ferner können solche Magnete eine "offene" Bauweise aufweisen, d.h. der Patient ist z.B. für interventionelle MR-Anwendungen besser zugänglich und der Komfort für den Patienten ist verbessert. Auch für Spezialanwendungen, z.B. MR-Mammographie, sind sol¬ che Magnete gut geeignet.
Mit der anhand der Figuren 1 bis 5 beschriebenen Pulssequenz gelingt es, die Meßzeit für die Datenakquisition aus mehreren Schichten deutlich zu reduzieren, da damit k-Raum-Punkte aus mehreren Schichten innerhalb eines Scans gemessen werden kön¬ nen. Je Schicht wird allerdings nach wie vor nur ein Daten¬ punkt gemessen. Der Zeitversatz τ zwischen den Einzelpulsen der Hochfrequenzpulse RF1 und RF2 sowie zwischen den gewonne¬ nen Echosignalen S wird im wesentlichen dadurch bestimmt, daß die Echosignale S zeitlich separierbar sein müssen. Da die Ausleseintervalle wegen des fehlenden Auslesegradienten gera¬ de bei single point-Verfahren sehr kurz sind, können auch die Echosignale S sehr kurz und der Zeitversatz τ klein sein.
Je stärker die Grundfeldinhomogenität, desto kleiner kann der zeitliche Versatz τ gewählt werden, da das Echosignal schneller zerfällt. Für eine lineare Inhomogenität Binhom gilt:
Figure imgf000008_0001
Dabei gelten zwei Echosignale als separierbar, wenn die Hauptmaxima nicht überlappen. Beispiele: Binhom = Gs • ds
G = 50 mT/m, dg = 5 mm =* τ > 0.19 ms Gg = 5 mT/m, dg = 1 mm => τ > 9.4 ms (Gg = Schichtgradient, dg = Schichtdicke)
Der zeitliche Versatz τ zwischen zwei Schichten kann beliebig gewählt werden (sofern τ ≥ Xmin) und muß nicht notwendiger¬ weise konstant sein für alle Schichtabstände.
Zur Erzielung kurzer Meßzeiten ist es natürlich auch wichtig, daß eine schnelle Pulssequenz verwendet wird. Dabei stellt sich ein Gleichgewichtszustand der Magnetisierung ein. Es muß allerdings dafür gesorgt werden, daß nach jedem Scan die Pha¬ sencodierung der Kernspins wieder zurückgesetzt wird. Dies wird durch zusätzliche Phasencodiergradienten GP1 ' und GP2 ' nach Auslesen der Kernresonanzsignale S erreicht. Da zwischen dem jeweils ersten Phasencodiergradienten GP1 und GP2 und den Rephasiergradienten GP1' und GP2 ' jeweils ein 180°-Hochfre- quenzpuls liegt, der die Magnetisierung invertiert, weisen Phasencodiergradienten und Rephasiergradienten dasselbe Vor¬ zeichen auf, sie wirken jedoch entgegengesetzt und heben sich damit über den Scan betrachtet auf.
Für das Magnetdesign kann es auch schon ein wesentlicher Vor- teil sein, wenn anstelle einer vollständigen Homogenität in allen Raumrichtungen eine definierte Inhomogenität in einer Raumrichtung zugelassen wird. Diese Inhomogenität in einer Raumrichtung entspricht einem permanenten Gradienten. Wie in Figur 7 dargestellt, kann man diese Inhomogenität als perma- nenten Schichtselektionsgradienten GS verwenden. Bevorzugt sollte die Inhomogenität linear sein, da sonst die Schicht¬ dicke in Abhängigkeit von der Schichtposition variiert. Aber auch eine nichtlineare Inhomogenität als permanenter Gradient kann verwendet werden, wenn man bei Kenntnis dieser Inhomoge- nität die Bandbreite der HF-Pulse für die verschiedenen
Schichten jeweils so abgeändert, daß sie konstante Schicht¬ dicken anregen und refokussieren. Der permanente Gradient GS in Schichtselektionsrichtung erübrigt jegliches Schalten von Gradienten in dieser Richtung. Auch die Rephasierung der Kernspins in Schichtselektionsrichtung, die im Ausführungs¬ beispiel nach Figur 2 durch gesonderte Rephasiergradienten GSR erfolgt, wird beim Ausführungsbeispiel nach den Figuren 6 bis 10 durch den permanenten Gradienten GS bewirkt. Es muß lediglich das Zeitintervall X so dimensioniert werden, daß das Gradientenintegral in diesem Zeitintervall für die Repha¬ sierung ausreicht. Die Schaltung der Phasencodiergradienten GPl und GP2 erfolgt wie im Ausführungsbeispiel nach den Fi¬ guren 1 bis 5.
Ein weiteres Ausführungsbeispiel ist in den Figuren 11 bis 15 dargestellt. Im Unterschied zum Ausführungsbeispiel nach den Figuren 1 bis 5 wird hier nur ein Phasencodiergradient GP in einer Richtung geschaltet. Dafür wird in einer zweiten, dazu senkrechten Richtung während des Auslesens der Kernresonanz¬ signale S jeweils ein Auslesegradient GR eingeschaltet. Dabei ist zwischen den beiden Hochfrequenzpulsen RFl und RF2 ein Vorphasierpuls in Ausleserichtung eingeschaltet. Unter einem ersten Puls in Ausleserichtung wird ein erstes Kernresonanz¬ signal, unter den positiven Teilpulsen nachfolgender bipola¬ rer Pulse in Ausleserichtung werden weitere Kernresonanzsi¬ gnale S ausgelesen. Die Gradientenpulsfolge in Ausleserich- tung ist dabei so gestaltet, daß zu den Signalzeitpunkten die Kernspins in Ausleserichtung rephasiert sind. Damit gewinnt man wie bei herkömmlichen Verfahren pro Scan eine vollstän¬ dige Zeile der Rohdatenmatrix. Aufgrund der Mehrschichtanre¬ gung gemäß der Erfindung erhält man hier mit geringem zeitli- ehern Versatz τ jeweils eine Zeile für die Rohdatenmatrizen mehrerer Schichten. Verzeichnungen in Ausleserichtung durch Inhomogenitäten können mit bekannten Verfahren korrigiert werden.
Bei Pulssequenzen nach den Figuren 1 bis 15 entstehen die Kernresonanzsignale S aufgrund der Refokussierungs-Hochfre¬ quenzpulse als Spinechos. Durch Weglassen der Refokussie- rungs-Hochfrequenzpulse RF2 und des zugehörigen Schichtselek¬ tionsgradienten GS3 kann man aber auch Gradientenechos reali¬ sieren, wobei dann die Rephasierungspulse GSR aufgrund des Wegfalls der invertierenden Wirkung der Refokussierungs-Hoch- frequenzpulse RF2 negativ sein müssen.
Für eine derartige Modifikation ist vor allem das Verfahren nach den Figuren 1 bis 5, also ein Single-point-Verfahren interessant. Damit kann z.B. eine Chemical-Shift-Imaging-Me- thode durchgeführt werden, wobei schichtselektiv für jedes Pixel die darin enthaltenen Resonanzfrequenzen bestimmt wer¬ den. Ein Anwendungsbeispiel ist die Fett-Wasser-Unterschei¬ dung.
In einem weiteren Ausführungsbeispiel können die Pulssequen¬ zen nach den Figuren 1 bis 5 und 11 bis 15 durch Weglassen des Schichtselektionsgradienten GS3 dahingehend modifiziert werden, daß die Hochfrequenz-Refokussierungspulse RF2 nicht selektiv sind. Damit können für die verschiedenen Schichten unterschiedliche Echozeiten TE eingestellt werden. Die Spin¬ echosignale aus den jeweiligen Schichten entstehen dabei in einer Reihenfolge, die zur Reihenfolge bei der Anregung umge¬ kehrt ist. Bei Anwendung nicht selektiver Refokussierungs- Hochfrequenzpulse RF2 kann die Echozeit und bei schnell repe- tierten Sequenzen auch die Gesamtmeßzeit verkürzt werden, da der nicht selektive Refokussierungspuls eine kürzere Zeitdau¬ er hat.
Ein weiteres Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Ver- fahrens ist in den Figuren 16 bis 20 dargestellt. Dabei ist der Anrege-Hochfrequenzpuls RF1 nicht Schichtselektiv, wäh¬ rend die Refokussierungs-Hochfrequenzpulse RF2 schichtselek¬ tiv sind. Ansonsten entspricht dieses Ausführungsbeispiel demjenigen nach den Figuren 11 bis 15. Wie bei der Anwendung des nicht schichtselektiven Refokussierungs-Hochfrequenzpul- ses kann man auch in diesem Fall durch die zeitliche Positio¬ nierung der Refokussierungs-Hochfrequenzpulse RF2 für die einzelnen Schichten eine unterschiedliche Echozeit TE ein¬ stellen. Für das Auslesen und Schalten des Vorphasiergradien- ten in Ausleserichtung steht die doppelte Zeit zur Verfügung als bei der Variante nach den Figuren 11 bis 15, da sich der Abstand zwischen den Kernresonanzsignalen von τ (Abstand zwi¬ schen den Hochfrequenzpuls-Refokussierungspulsen RF2) auf 2τ verdoppelt. Damit kann die Amplitude des Auslesegradienten verringert werden und somit auch die Anforderungen an Gra- dientenschaltzeiten. Daneben kann mit einem nicht selektiven Anregungspuls gegenüber dem Ausführungsbeispiel nach den Fi¬ guren 11 bis 15 auch noch die minimale Echozeit verringert werden.
In den Figuren 16 bis 20 ist der nicht schichtselektive Anre- gungs-Hochfrequenzpuls RF1 in Verbindung mit einem Auslese¬ gradienten GR dargestellt. Es ist aber ebenso auch die Kombi¬ nation mit einem Single-point-Verfahren nach den Figuren 1 bis 5 möglich.
Beim Ausführungsbeispiel nach den Figuren 21 bis 25 ist ge¬ genüber dem Ausführungsbeispiel nach den Figuren 11 bis 15 die Reihenfolge der Schichten bei der Refokussierung inver¬ tiert, d.h. die zuerst angeregte Schicht wird zuletzt refo¬ kussiert. Dadurch erhält man unterschiedliche Echozeiten der Schichten. Außerdem verlängert sich der Abstand der einzelnen Kernresonanzsignale S von τ (Abstand zwischen zwei Anrege¬ bzw. Refokussierungs-Hochfrequenzpulsen) von τ auf 3τ, so daß die zum Auslesen zur Verfügung stehende Zeit im bezug auf die Zeitspanne τ verlängert ist. Damit kann für den Auslesegra- dienten GR für den eigentlichen Auslesepuls und/oder für den Rephasierpuls eine geringere Gradientenamplitude gewählt wer¬ den, so daß die Anforderungen an den Gradientenverstärker ge¬ ringer sind.

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zum Betrieb eines Kernspintomographiegerätes mit folgenden Schritten: a) während einer Anregephase werden zeitlich versetzte An- rege-Hochfrequenzpulse (RF1) mit unterschiedlichen Fre¬ quenzspektren eingestrahlt, b) angeregte Kernspins werden phasencodiert und in einer Aus¬ lesephase refokussiert, c) in der Auslesephase werden zwischen den entstehenden Kern¬ resonanzsignalen (S) Refokussierungsgradienten (GSR) in Schichtselektionsrichtung eingeschaltet, d) die entstehenden Kernresonanzsignale (S) werden abgeta¬ stet, digitalisiert und in je eine Rohdatenmatrix einge- tragen, e) die Schritte a) bis d) werden so oft wiederholt, bis die Rohdatenmatrizen gefüllt sind, f) aus jeder Rohdatenmatrix wird ein Bild einer Schicht des Untersuchungsobjektes rekonstruiert.
2. Verfahren nach Anspruch 1, d a d u r c h g e ¬ k e n n z e i c h n e t , daß durch auf die Anrege-Hoch¬ frequenzpulse (RF1) folgende Refokussierungs-Hochfrequenz¬ pulse (RF2) die Kernresonanzsignale als Spinechos erzeugt werden.
3. Verfahren nach Anspruch 2, d a d u r c h g e ¬ k e n n z e i c h n e t , daß die Refokussierungs-Hoch¬ frequenzpulse (RF2) unter einem Gradienten (GS3) in Schicht- Selektionsrichtung eingestrahlt werden und schichtselektiv sind.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3 , d a ¬ d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß die Anrege- Hochfrequenzpulse (RF1) additiv überlagert sind.
5. Verfahren zum Betrieb eines Kernspintomographiegerätes mit folgenden Schritten: a) während einer Anregephase wird ein Anrege-Hochfrequenz- puls (RF1) eingestrahlt, b) angeregte Kernspins werden phasencodiert c) unter der Wirkung eines Schichtselektionsgradienten (GS) werden zeitlich versetzte Refokussierungs-Hochfrequenz- pulse (RF2) mit unterschiedlichen Frequenz-Spektren ein¬ gestrahlt, d) in einer Auslesephase werden zwischen den entstehenden Kernresonanzsignalen (S) Refokussierungsgradienten (GSR) in Schichtselektionsrichtung eingeschaltet, e) die entstehenden Kernresonanzsignale werden abgetastet, digitalisiert und in je eine Rohdatenmatrix eingetragen, f) die Schritte a) bis e) werden so oft wiederholt, bis die Rohdatenmatrizen gefüllt sind. g) aus jeder Rohdatenmatrix wird ein Bild einer Schicht des Untersuchungsobjektes rekonstruier .
6. Verfahren nach Anspruch 5, d a d u r c h g e ¬ k e n n z e i c h n e t , daß die Refokussierungs-Hochfre- quenzpulse (RF2) additiv überlagert sind.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, d a - d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß die Kernre¬ sonanzsignale (S) unter einem Auslesegradienten (GR) ausgele¬ sen werden.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, d a - ' d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß die Phasen¬ codierung in Schritt b) in zwei aufeinander senkrecht stehen¬ den Richtungen erfolgt und daß nach jeder Anregung für jede angeregte Schicht nur ein Punkt im k-Raum ausgelesen wird.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, d a ¬ d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß eine in einem Grundmagnetfeld vorhandene definierte Inhomogenität als Schichtselektionsgradient (GS) und gegebenenfalls als Refo- kussierungsgradient (GSR) in Schichtselektionsrichtung ver¬ wendet wird.
10. Verfahren nach Anspruch 9, d a d u r c h g e ¬ k e n n z e i c h n e t , daß die Inhomogenität linear ist.
11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, d a - d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß die Repe¬ titionszeit der Pulssequenz kürzer als die Relaxationszeit der Kernspins ist, so daß sich ein steady-state-Zustand ein¬ stellt, wobei die durch Phasencodiergradienten (GP1, GP2) verursachte Dephasierung nach jeder Pulssequenz wieder zu- rückgesetzt wird.
12. Verfahren nach Anspruch 11, d a d u r c h g e ¬ k e n n z e i c h n e t , daß der Flipwinkel der Anrege- Hochfrequenzpulse (RF1, RF2) 180° -α und der Flipwinkel der HF-Refokussierungspulse (RF2) 180° ist.
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10120050B2 (en) 2012-04-04 2018-11-06 Siemens Healthcare Gmbh Slice-specific phase correction in slice multiplexing
US11885858B2 (en) * 2019-03-25 2024-01-30 Promaxo, Inc. Systems and methods for volumetric acquisition in a single-sided MRI scanner

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19612217C1 (de) * 1996-03-27 1997-08-07 Siemens Ag Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät mit einer zeitlich konstanten Inhomogenität des Grundmagnetfeldes
DE19814950A1 (de) * 1998-04-03 1999-10-07 Univ Ludwigs Albert Verfahren der Kernspintomographie zur geräuschlosen Durchführung von Untersuchungen insbesondere der Hirnaktivierung
JP2017520004A (ja) * 2014-06-17 2017-07-20 ペート、ブルックス ハートPATE, Brooks Hart 周波数ホッピングスペクトラム拡散（ｆｈｓｓ）フーリエ変換分光法
CN106997034B (zh) * 2017-04-25 2019-07-26 清华大学 基于以高斯模型为实例整合重建的磁共振扩散成像方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4843322A (en) * 1988-08-15 1989-06-27 General Electric Company Method for producing multi-slice NMR images
US5237273A (en) * 1991-05-22 1993-08-17 General Electric Company Interleaved acquisition of multi-slice NMR data
DE4216969A1 (de) * 1992-05-22 1993-11-25 Haase Axel Prof Dr Rer Nat Verfahren zur simultanen Akquisition von Spinresonanzdaten für eine ortsaufgelöste Mehrschicht-Untersuchung eines Objektes
US5298862A (en) * 1991-11-13 1994-03-29 Hennig Juergen Method for muclear magnetic resonance (NMR) tomography
EP0637756A1 (de) * 1993-08-06 1995-02-08 Toshiba American Mri, Inc. Verfahren und Apparat zur nahezu gleichzeitigen Anregung einer Mehrzahl von Schichten bei der Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4843322A (en) * 1988-08-15 1989-06-27 General Electric Company Method for producing multi-slice NMR images
US5237273A (en) * 1991-05-22 1993-08-17 General Electric Company Interleaved acquisition of multi-slice NMR data
US5298862A (en) * 1991-11-13 1994-03-29 Hennig Juergen Method for muclear magnetic resonance (NMR) tomography
DE4216969A1 (de) * 1992-05-22 1993-11-25 Haase Axel Prof Dr Rer Nat Verfahren zur simultanen Akquisition von Spinresonanzdaten für eine ortsaufgelöste Mehrschicht-Untersuchung eines Objektes
EP0637756A1 (de) * 1993-08-06 1995-02-08 Toshiba American Mri, Inc. Verfahren und Apparat zur nahezu gleichzeitigen Anregung einer Mehrzahl von Schichten bei der Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz

Non-Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
J.H. DUYN ET AL.: "FAST VOLUME SCANNING WITH FREQUENCY-SHIFTED BURST MRI", MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE., vol. 32, no. 3, September 1994 (1994-09-01), DULUTH,MN US, pages 429 - 432 *
S. MÜLLER: "MULTIFREQUENCY SELECTIVE RF PULSES FOR MULTISLICE MR IMAGING", MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE., vol. 6, no. 3, March 1988 (1988-03-01), DULUTH,MN US, pages 364 - 371 *
W. DREHER ET AL.: "DOUBLE-ECHO MULTISLICE PROTON SPECTROSCOPIC IMAGING USING HADAMARD SLICE ENCODING", MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE., vol. 31, no. 6, June 1994 (1994-06-01), DULUTH,MN US, pages 596 - 600 *

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10120050B2 (en) 2012-04-04 2018-11-06 Siemens Healthcare Gmbh Slice-specific phase correction in slice multiplexing
US11885858B2 (en) * 2019-03-25 2024-01-30 Promaxo, Inc. Systems and methods for volumetric acquisition in a single-sided MRI scanner
IL297126B1 (en) * 2019-03-25 2024-10-01 Promaxo Inc Systems and methods for volumetric acquisition in a single-sided MRI system

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Publication number Publication date
DE4435104A1 (de) 1996-04-04
JPH10506308A (ja) 1998-06-23

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