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Dokumentenidentifikation DE69323810T2 21.10.1999
EP-Veröffentlichungsnummer 0582967
Titel NMR-Angiographie mit schnellen Pulssequenzen und Vorbereitungspulsen
Anmelder Wisconsin Alumni Research Foundation, Madison, Wis., US
Erfinder Mistretta, Charles A., Madison, Wisconsin 53704, US;
Korosec, Frank R., Madison, Wisconsin 53713, US;
Weber, David M., Middleton, Wisconsin 53562, US
Vertreter Holtz Martin Lippert, 60322 Frankfurt
DE-Aktenzeichen 69323810
Vertragsstaaten DE, FR, GB, NL
Sprache des Dokument En
EP-Anmeldetag 05.08.1993
EP-Aktenzeichen 931125371
EP-Offenlegungsdatum 16.02.1994
EP date of grant 10.03.1999
Veröffentlichungstag im Patentblatt 21.10.1999
IPC-Hauptklasse G01R 33/563

Beschreibung[de]
Hintergrund der Erfindung

Die Erfindung findet Anwendung bei Verfahren und Systemen zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz (NMR). Die Erfindung betrifft insbesondere die Erzeugung von Angiogrammen unter Verwendung von Daten, die mit schnellen NMR-Pulssequenzen akquiriert worden sind.

Jeder Kern, der ein magnetisches Moment besitzt, unternimmt den Versuch, sich selbst mit der Richtung des Magnetfeldes auszurichten, in welchem er sich befindet. Dabei präzidiert der Kern allerdings rund um diese Richtung mit einer charakteristischen Winkelfrequenz (Larmorfrequenz), die von der Stärke des Magnetfeldes und den Eigenschaften der spezifischen Kernart (gyromagnetische Konstante γ des Kerns) abhängt. Kerne, die dieses Phänomen zeigen, werden hier "Spins" genannt.

Wird eine Substanz, wie beispielsweise menschliches Gewebe, einem gleichförmigen Magnetfeld (polarisierendes Feld Bo) ausgesetzt, unternehmen die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe den Versuch, sich mit diesem polarisierenden Feld auszurichten, präzidieren aber mit ihrer charakteristischen Larmorfrequenz in ungeordneter Weise um das Feld. In der Richtung des polarisierenden Feldes wird ein magnetisches Gesamtmoment Mz erzeugt, wohingegen die beliebig orientierten magnetischen Komponenten in der dazu senkrecht oder quer verlaufenden Ebene (x-y-Ebene) einander auslöschen. Wird allerdings andererseits die Substanz oder das Gewebe einem Magnetfeld (Erregerfeld B&sub1;) ausgesetzt, das in der x-y-Ebene liegt und in der Nähe der Larmorfrequenz ist, kann das ausgerichtete Gesamtmoment Mz in die x-y-Ebene gedreht oder "gekippt" werden, wobei ein magnetisches Gesamtquermoment Mt erzeugt wird, das sich bei der Larmorfrequenz in der x-y-Ebene dreht oder eine Spinbewegung ausführt. Das Ausmaß, um welches das magnetische Gesamtmoment Mz gekippt wird, und damit der Betrag des magnetischen Gesamtquermoments Mt hängen in erster Linie von der Länge der Zeit und dem Betrag des angelegten Erregerfeldes B&sub1; ab.

Der praktische Wert dieser Eigenschaft wird in dem Signal gesehen, das von den erregten Spins im Anschluß an die Beendigung des Erregungssignals B&sub1; abgegeben wird. In einfachen Systemen induziert der angeregte Spin in einer Empfangsspule ein sinusförmiges Schwingungssignal. Die Frequenz dieses Signals ist gleich der Larmorfrequenz, und sein Anfangsamplitude A&sub0; ist durch den Betrag des magnetischen Quermoments Mt festgelegt.

Die NMR-Messungen, die in Bezug auf die Erfindung von besonderer Relevanz sind, werden "gepulste NMR-Messungen" genannt. Solche NMR-Messungen werden unterteilt in einen HF-Anregungszeitraum und einen Signalemissionszeitraum. Diese Messungen werden in einer zyklischen Weise ausgeführt, wobei die NMR-Messung vielmals wiederholt wird, um während jedes Zyklus unterschiedliche Daten zu akkumulieren und dieselbe Messung an verschiedenen Stellen im Objekt vorzunehmen. Eine große Vielzahl präparativer Anregungsverfahren ist bekannt, die die Anwendung eines oder mehrerer HF-Anregungsimpulse (B&sub1;) unterschiedlicher Größe und Dauer umfassen. Solche Anregungsimpulse können ein schmales Frequenzspektrum (selektive Anregungsimpuls) haben oder sie können ein breites Frequenzspektrum (nicht-selektiver Anregungsimpuls) haben, wobei über einen Bereich von Resonanzfrequenzen eine Quermagnetisierung Mt erzeugt wird. Im Stand der Technik findet man reichlich viele Anregungsverfahren, die so ausgelegt sind, daß sie Vorteile besonderer NMR-Eigenschaften ausnutzen und besondere Probleme bei dem NMR-Meßprozeß überwinden.

Bei der Verwendung von NMR zur Erzeugung von Bildern wird eine Technik ausgenutzt, die es gestattet, von spezifischen Stellen im Objekt NMR-Signale zu erhalten. Typischerweise wird der abzubildende Bereich (interessierende Bereich) von einer Sequenz von NMR-Meßzyklen abgetastet, die in Abhängigkeit von dem verwendeten besonderen Lokalisierungsverfahren unterschiedlich sind. Der resultierende Satz empfangener NMR-Signale wird digitalisiert und verarbeitet, um unter Verwendung von vielen an sich bekannten Rekonstruktionsverfahren das Bild zu erzeugen. Um eine solche Abtastung auszuführen, ist es selbstverständlich erforderlich, von spezifischen Stellen des Objekts NMR-Signale zu erhalten. Dies wird durch Anwendung von Magnetfeldern (Gx, Gy und Gz) erreicht, die dieselbe Richtung wie das polarisierende Feld B&sub0; haben, die aber einen Gradienten längs der jeweiligen x-, y- bzw. z-Achse aufweisen. Durch Einstellen oder Steuern der Stärke dieser Gradienten während jedes NMR-Zyklus kann die räumliche Verteilung der Spinanregung gesteuert und der Ort der resultierenden NMR-Signale identifiziert werden.

NMR-Daten zu Erzeugen von Bildern können unter Verwendung zahlreicher verfügbarer Techniken gesammelt werden. Typischerweise enthalten solche Techniken eine Impulssequenz aus einer Vielzahl sequentiell implementierter Ansichten. Jede Ansicht kein ein oder mehrere NMR-Experimente enthalten, von denen jedes wenigstens einen HF-Anregungsimpuls und einen Magnetfeldgradientenimpuls enthält, um die räumliche Information in dem resultierenden NMR-Signal zu codieren.

Das Konzept der Akquisition von NMR-Bilddaten in einem kurzen Zeitraum ist seit 1977 bekannt, als die echoplanare Pulssequenz von Peter Mansfield (J. Phys. C.10: L55-L58, 1977) vorgeschlagen wurde. Im Gegensatz zu normalen Pulssequenzen erzeugt die echoplanare Pulssequenz einen Satz NMR-Signale für jeden HF-Anregungsimpuls. Diese NMR-Signale können separat phasencodiert werden, so daß eine gesamte Abtastung von 64 Ansichten in einer einzigen Pulssequenz mit einer Dauer von 20 bis 100 Millisekunden akquiriert werden kann. Andere echoplanare Pulssequenzen sind in den US-Patenten 4 678 996, 4 733 188, 4 716 369, 4 355 282, 4 588 948 und 4 752 735 offenbart.

Eine andere Pulssequenz, die zum schnellen Akquirieren von NMR-Bilddaten verwendet wird, ist im allgemein als schnelle Spinecho-Pulssequenz (FSE) bekannt. Eine solche FSE- Pulssequenz, die als RARE-Sequenz (RARE = Rapid Acquisition Relaxtion Enhanced) bekannt ist, ist von J. Hennig u. a. in einem Aufsatz in Magnetic Resonance in Medicine 3, 823-833 (1986) mit dem Titel "RARE Imaging: A Fast Imaging Method For Clinical MR" beschrieben. Ein Unterschied zwischen der RARE-Sequenz und der EPI-Sequenz liegt darin, wie die Echosignale erzeugt werden. Die RARE-Sequenz verwendet HF-refokusierte Echos, die von einer Carr-Purcell-Meiboom-Gill-Sequenz (CPMG) erzeugt werden, wohingegen die EPI-Verfahren Gradienten rekonstruierte Echos verwenden.

Eine noch andere Pulssequenz, die zur schnellen Akquisition von NMR-Bilddaten eingesetzt wird, ist generell als schnelle Gradientenechopulssequenz und in Form verschiedener Acronyme bekannt, wie beispielsweise FLASH, GRASS, Turbo-FLASH, Turbo-GRASS, SPGR, Turbo-SPGR und Ultrafast-SPGR. Eine solche schnelle Gradientenechosequenz ist von Haase u. a. beschrieben in einem Aufsatz "FLASH Imaging: Rapid NMR Imaging Using Low Flip Angle Pulses", in J. Magn. Res. 67: 258-266, 1986, und unterscheidet sich von der EPI-Sequenz, dadurch daß die Quermagnetisierung nach der Akquisition jeder phasencodierenden Schicht oder Ansicht weggenommen wird und ein neuer HF-Anregungsimpuls angelegt wird, bevor die Akquisition der nächsten Ansicht vorgenommen wird.

Unabhängig von der benutzten schnellen Pulssequenz wird eine Abtastung typischerweise in Form einer Anzahl von "Schüssen" vorgenommen, bei denen ein Satz NMR-Signale (beispielsweise 16) akquiriert werden. Werden beispielsweise 128 separate phasencodierte Ansichten während einer vollständigen Abtastung akquiriert, kann ein vollständiger Bilddatensatz in 8 Schüssen (d. h. 128/16) akquiriert werden.

Es gibt eine Reihe an sich bekannter NMR-Verfahren zum Messen der Bewegung oder Strömung von Spins innerhalb des interessierenden Bereiches. Diese umfassen die "Flugzeit"-Methode, bei der ein Bolus von Spins erregt wird, wenn er an einer spezifischen stromaufwärts gelegenen Stelle vorbeiströmt, und der Zustand der resultierenden Quermagnetisierung wird an einer stromabwärts gelegenen Stelle überprüft, um die Geschwindigkeit des Bolus zu bestimmen. Diese Methode wurde seit vielen Jahren zum Messen der Strömung in Rohren verwendet, und ist in jüngster Zeit benutzt worden, um den Blutfluß in menschlichen Adern zu messen. Beispiele dieser Methode sind in den US-Patenten 3 559 044, 3 191 119,3419 793 und 4 777 957 beschrieben.

Ein zweites Strömungsmeßverfahren ist die Zufluß/Abfluß-Methode, bei der die Spins in einem einzigen lokalisierten Volumen oder einer einzigen lokalisierten Scheibe erregt werden und eine kurze Zeit später die Änderung in der resultierenden Quermagnetisierung überprüft wird, um die Auswirkungen erregter Spins zu messen, die aus dem Volumen oder der Scheibe abgeflossen sind, und die Auswirkungen unterschiedlich erregter Spins zu messen, die dem Volumen oder der Scheibe zugeflossen sind. Beispiele dieser Methode sind in den US-Patenten 4 572 239, 4 532 474 und 4 516 582 beschrieben.

Ein drittes Verfahren zum Messen des Bewegungsflusses beruht auf der Tatsache, daß ein NMR-Signal, das von Spins erzeugt wird, die durch einen magnetischen Feldgradienten fließen, eine Phasenverschiebung erfahren, die proportional zur Geschwindigkeit ist. Dieses Verfahren ist allgemein als "Phasenmodulations"-Verfahren bekannt. Für eine Fluß oder eine Strömung, die während des Meßzyklus eine etwa konstante Geschwindigkeit hat, ist die Änderung in der Phase des NMR-Signals durch die folgende Beziehung gegeben:

D - gM&sub1;v

Darin ist M&sub1; das Erstmoment des magnetischen Feldgradienten, γ der pyromagnetische Faktor und v die Geschwindigkeit der Spins. Durch Ausführen von zwei vollständigen Abtastungen mit unterschiedlichen Erstmomenten des magnetischen Feldgradienten kann ein Angiogramm erzeugt werden. Obgleich es eine Reihe unterschiedlicher Verfahren zum Erzeugen solcher Angiogramme gibt, werden im wesentlichen die Signale der beiden Abtastungen in einer solchen Weise voneinander subtrahiert, daß in dem rekonstruierten Bild stationäre Spins dunkel und sich bewegende Spins hell erscheinen.

Zum Erzeugen von Angiogrammen unter Verwendung schneller NMR-Pulssequenzen wurde bereits eine Reihe von Verfahren vorgeschlagen. So wird beispielsweise in einer Sequenz, die von D. N. Guilfoyle u. a. in einem Aufsatz "Real Time Flow Measurements Using Echo Planar Imaging", Magnetic Resonance in Medicine 18, 1-8 (1991), beschrieben ist, einer EPI-Pulssequenz eine vorbereitende Sequenz vorausgeschickt, die eine Komponente der Magnetisierung fließender Spins (Mv sinθ) oder auch eine Komponente der Magnetisierung fließender Spins zusammen mit der Magnetisierung statischer Spins (Mv sinθ + Mstatic) zerstört, und zwar durch Anlegen einer Reihe aus drei HF-Pulsen, einem bewegungscodierenden Gradient und einem Vernichtungsgradient. Obgleich diese vorbereitende Sequenz eine mit stationären Spins assoziierte Magnetisierung unterdrückt, werden durch diese vorbereitende Sequenz bei Anwendung auf schnellen Spinecho- oder Gradientenecho-Sequenzen stimulierte Echos induziert und im Bild werden Artefakte erzeugt. Darüber hinaus werden die von stationären Spins erzeugten Signale von dieser Sequenz nicht hinreichend unterdrückt, und zwar mit dem Ergebnis, daß keine guten Angiogramme entstehen.

Kurze Darlegung der Erfindung

Gemäß dem Anspruch 1 betrifft die Erfindung ein Verfahren zum Erzeugen eines Angiogramms unter Verwendung schneller NMR-Pulssequenzen, enthaltend die Schritte: Anle gen eines polarisierenden Magnetfeldes an in einem interessierenden Bereich liegende Spins; Durchführen von Datenakquisitionen bestehend aus einer vorbereitenden Pulssequenz, der ein Satz schneller NMR-Pulssequenzen folgt, wobei jede vorbereitende Sequenz enthält: Anlegen eines HF-Impulses an die Spins in dem interessierenden Bereich in Gegenwart eines Auswahlgradienten; Anlegen eines phasencodierenden Gradientenimpulses an die Spins in dem interessierenden Bereich zum Definieren einer Ansicht, die für jede schnelle NMR-Pulssequenz in diesem Satz verschieden ist; und Akquirieren eines NMR-Signals; welche vorbereitende Pulssequenz enthält: Anlegen eines ersten 90º-HF-Impulses an die Spins in dem interessierenden Bereich; Anlegen eines 180º-HF-Impulses an die Spins in dem interessierenden Bereich; Anlegen eines zweiten 90º-HF-Impulses an die Spins in dem interessierenden Bereich; Anlegen eines bipolaren bewegungscodierenden Magnetfeldgradienten an den interessierenden Bereich im Anschluß an das Anlegen des ersten 90º-HF-Impulses und vor dem Anlegen des zweiten 90º-HF-Impulses, wobei der bipolare bewegungscodierende Magnetfeldgradient ein ausgewähltes erstes Moment hat; Anlegen eines dephasierenden Gradientenimpluses an die Spins in dem interessierenden Bereich im Anschluß an das Anlegen des zweiten 90º-HF-Impulses; Durchführen einer zweiten Datenakquisition bestehend aus der vorbereitenden Impulssequenz, der der Satz schneller NMR-Pulssequenzen folgt, wobei der bipolare bewegungscodierende Magnetfeldgradient in der zweiten Datenakquisition ein unterschiedliches erstes Moment hat; Subtrahieren des Satzes NMR-Signale in einer der Datenakquisitionen von dem entsprechenden NMR-Signal in der anderen der Datenakquisitionen zum Erzeugen eines Satzes Differenzdaten; und Erzeugen eines Angiogramms aus den Differenzdaten.

Die Erfindung betrifft somit ein Verfahren zum Erzeugen von Angiogrammen unter Verwendung schneller NMR-Pulssequenzen, wobei die schnellen NMR-Pulssequenzen in Schüsse gruppiert sind und jedem Schuß eine bewegungssensibilisierende vorbereitende Sequenz vorausgeht. Insbesondere ist einem ersten Schuß, der einen Satz schneller NMR- Pulssequenzen enthält, eine vorbereitende Sequenz vorangestellt, die einen 90º-HF-Impuls, der die Längsmagnetisierung in die Querebene kippt, ein 180º-HF-Impuls, ein bipolarer bewegungscodierender Gradient mit einem ersten Moment, der die von den sich bewegenden Spins erzeugte Quermagnetisierung von der durch die stationären Spins erzeugte Quermagnetisierung trennt, und einen zweiten 90º-HF-Impuls enthält, der eine von den sich bewegenden Spins erzeugte Quermagnetisierungskomponente in die Längsachse kippt. Der nächste Schuß enthält den gleichen Satz schneller NMR-Pulssequenzen und ihm geht die gleiche vorbereitende Frequenz voraus, allerdings mit der Ausnahme, daß der bipolare bewegungscodierende Gradient ein unterschiedliches erstes Moment hat. Die von den beiden Schüssen akquirierten NMR-Daten werden voneinander subtrahiert, um Angiogrammbilddaten zu erzeugen, in denen Signale von stationären Spins im wesentlichen unterdrückt sind.

Allgemeines Ziel der Erfindung ist es, die Echozeit (TE) in einer schnellen Gradientenechopulssequenz zu vermindern, die zum Erzeugen eines Angiogramms benutzt wird. Dies wird dadurch erreicht, daß bewegungscodierende Gradienten in einer vorbereitenden Sequenz angewendet werden, die einem Schuß schneller Gradientenechopulssequenzen vorausgeht, anstatt die bewegungscodierenden Gradienten in jede Pulssequenz einzubeziehen.

Ein weiteres Ziel der Erfindung ist es, die Unterdrückung von stationärem Gewebe in Angiogrammen zu steigern, die von schnellen NMR-Pulssequenzen erzeugt werden. Während der Akquisition jedes Schusses hat die von stationären Spins stammende Längsmagnetisierung Gelegenheit, sich zu erholen und Signalkomponenten in den NMR-Daten zu erzeugen, die später in dem Schuß akquiriert werden. Diese Signale werden durch Wiederholen des Schusses mit einem unterschiedlichen bewegungscodierenden Gradienten (oder keinem) und Subtrahieren der entsprechenden NMR-Daten gelöscht.

Eine speziellere Aufgabe der Erfindung ist es, Artefakte zu vermindern, die durch stimulierte Echos verursacht werden, welche durch die vorbereitende Pulssequenz induziert werden. Dies wird dadurch erreicht, daß der bipolare bewegungscodierende Gradient im Anschluß an den 180º-HF-Impuls in der vorbereitenden Pulssequenz erzeugt wird.

Ein anderes weiteres Ziel der Erfindung ist es, Artefakte zu vermindern, die durch Bewegung des Patienten hervorgerufen werden. Jeder Schuß kann kardial torgesteuert sein, und die beiden voneinander subtrahierenden Schüsse können während derselben Phasen aufeinander folgender Herzzyklen akquiriert werden. Stationäres Gewebe ist damit während jedes Schusses in gleicher Position und kann deshalb durch den Subtraktionsprozeß genauer annulliert werden.

Ein weiteres Ziel der Erfindung ist es, geisterartige Artefakte dadurch zu vermindern, daß NMR-Daten akquiriert werden, die an einer Stelle des Herzzyklus "eingefangen" werden.

Ein weiteres Ziel der Erfindung ist es, eine bessere Trennung der arteriellen und venösen Signale vorzusehen, und zwar durch Verwendung eines flußcodierenden Gradienten mit einem kleinen ersten Moment und Akquirieren der NMR-Daten während der Spitzensystole.

Ein noch spezielleres Ziel der Erfindung ist es, die anschauliche Darstellung hoch pulsierender Gefäße zu erleichtern und zwar durch Akquirieren von NMR-Signalen, die über den Herzzyklus hinweg groß bleiben.

Ein anderes Ziel der Erfindung ist es, Angiogrammbilddaten unter Verwendung schneller NMR-Pulssequenzen vorzusehen, die es ermöglichen, daß die gesamte Akquisition innerhalb einer einzigen Atemanhaltung stattfindet. Schnelle Pulssequenzen, die erfolgreich auf normalen, im Handel erhältlichen NMR-Bilderzeugungssystemen benutzt werden können, kann man heranziehen, und die gesamte Abtastzeit wird dadurch vermindert, daß vor einem Satz solcher Pulssequenzen bewegungscodierende Gradienten verwendet werden, anstatt deren Verwendung in jeder schnellen NMR-Pulssequenz. Beispielsweise wird eine vorbereitende Sequenz für einen Schuß aus 16 schnellen NMR-Pulssequenzen bevorzugt.

Die vorstehenden und anderen Ziele und Vorteile der Erfindung gehen aus der nachstehenden Beschreibung hervor. In der Beschreibung wird auf beigefügte Zeichnungen Bezug genommen, die ein Teil der Beschreibung darstellen und in denen im Wege der Erläuterung ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung gezeigt ist. Dieses Ausführungsbeispiel repräsentiert notwendigerweise nicht den gesamten Schutzumfang der Erfindung, und es wird deshalb auf die Ansprüche Bezug genommen, die das Schutzausmaß der Erfindung interpretieren.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 ist ein Blockschaltbild eines NMR-Systems, das von der Erfindung gebrauch macht;

Fig. 2 ist ein elektrisches Blockschaltbild des Senderempfängers, der ein Teil des NMR- Systems von Fig. 1 bildet;

Fig. 3A ist eine graphische Darstellung einer schnellen Spinechopulssequenz, die von dem NMR-System von Fig. 1 angewendet werden kann, um die Erfindung zu praktizieren;

Fig. 3B ist eine graphische Darstellung einer schnellen gradienten Abrufechopulssequenz, die von dem NMR-System von Fig. 1 verwendet werden kann, um die Erfindung zu praktizieren;

Fig. 4 ist eine graphische Darstellung der bevorzugten Ausführungsform der vorbereitenden Pulssequenz der Erfindung; und

Fig. 5 ist eine graphische Darstellung eines Satzes schneller Pulssequenzen, die zusammen mit einer vorbereitenden Pulssequenz gemäß der Erfindung zu einem Schuß vereint sind.

Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels

Es wird zunächst auf Fig. 1 bezug genommen. Darin sind in Blockschaltbildform die Hauptkomponenten eines bevorzugten NMR-Systems dargestellt, auf das die Erfindung angewendet werden kann und das von der General Electric Company unter der Warenmarke "SIGNA" vertrieben wird. Der Gesamtbetrieb des Systems erfolgt unter der Leitung oder Steuerung eines Hostcomputersystems, das generell mit 100 bezeichnet ist und einen Hauptcomputer 101, beispielsweise einen Data General MV7800 enthält. Dem Computer ist eine Schnittstelle 102 zugeordnet, über die mehrere Computerperipheriegeräte und andere NMR-Systemkomponenten angeschlossen sind. Zu den Computerperipheriegeräten zählt eine Magnetbandeinheit 104, die unter der Leitung des Hauptcomputers zum Archivieren von Patientendaten und -bildern auf einem Magnethand dient. Die verarbeiteten Patientendaten können auch in einer Bildplattenspeichereinheit 110 gespeichert werden. Die Funktion eines Bildprozessors 108 besteht darin, eine interaktive Bilddarstellungsmanipulation vorzusehen, beispielsweise Vergrößerung, Bildvergleich, Grauskaleneinstellung und Echtzeitdatendarstellung. Das Computersystem enthält zum Speichern von Rohdaten (d. h. vor der Bildkonstruktion) eine Einrichtung, die von einem Plattendatenspeichersystem 112 gebrauch macht. Eine Benutzerkonsole 116 ist ebenfalls über die Schnittstelle 102 mit dem Rechner verbunden und sieht für den Benutzer die Möglichkeit vor, Daten einzugeben, die zur Patientenuntersuchung sachdienlich sind, als auch zusätzliche Daten einzugeben, die für einen geeigneten NMR-Systembetrieb erforderlich sind, beispielsweise Kalibrier-, Iinitialisier- und Beendigungsabtastungen. Die Benutzerkonsole wird auch dafür verwendet, um Bilder darzustellen, die auf den Platten oder dem Magnetband gespeichert sind.

Das Computersystem 100 übt seine Steuerung über das NMR-System mit Hilfe einer Systemsteuerung 118 und eines Gradientenverstärkersystems 128 aus. Der Computer 100 kommuniziert mit der Systemsteuerung 118 über eine Verbindung 103, und zwar in einer an sich bekannten Weise. Die Systemsteuerung 118 enthält einige Untersysteme, beispielsweise ein Pulssteuermodul (PCM) 120, ein Arrayprozessor 106, ein Hochfrequenzsenderempfänger 122, ein Status- und Steuermodul (SCM) 124 und Energieversorgungen 126, die zur Versorgung der Komponenten mit Energie erforderlich sind. Das PCM 120 macht von Steuersignalen gebrauch, die durch den Hauptcomputer 101 bereitgestellt werden, um digitale Takt- und Steuersignale zu erzeugen, wie beispielsweise die digitalen Schwingungsformen, die die Gradientenspulenerregung steuern, ebenso wie HF-Hüllenschwingungsformen, die im Senderempfänger 122 zur Modulation der HF-Erregerimpulse verwendet werden. Die Gradientenschwingungsformen werden an das Gradientenverstärkersystem 128 gelegt, das im allgemeinen einen Gx-, Gy- und Gz-Verstärker 130, 132 bzw. 134 enthält. Jeder der Verstärker 130, 132 und 134 dient zum Erregen einer entsprechenden Gradientenspule in einer Gradientenspulenanordnung 136 die Teil einer Magnetanordnung 146 ist. Im erregten Zustand erzeugen die Gradientenspulen Magnetfeldgradienten Gx, Gy und Gz des Magnetfeldes in der selben Richtung wie das polarisierende Hauptmagnetfeld, wobei die Gradienten in zueinander orthogonalen X-, Y- und Z-Achsen-Richtungen eines kartesischen Koordinatensystems gerichtet sind. Wenn das vom Hauptmagneten (nicht gezeigt) erzeugte Magnetfeld in der Richtung z gerichtet ist und B&sub0; genannt wird und das Gesamtmagnetfeld in der z-Richtung mit B&sub2; bezeichnet wird, dann gilt Gx = ∂Bz/∂x, Gy = ∂Bz/∂y und Gz = ∂Bz/∂z und das Magnetfeld an irgendeiner Stelle (x, y, z) ist gegeben durch B (x, y, z) = B&sub0; + GxX + GyY + GzZ.

Die Gradientenmagnetfelder werden in Kombination mit Hochfrequenzimpulsen verwendet, die vom Senderempfänger 122, einem HF-Verstärker 123 und einer HF-Spule 138 erzeugt werden, um in die NMR-Signale, die von dem zu untersuchenden Bereich eines Patienten ausgehen, Rauminformation zu codieren. Vom Pulssteuermodul 120 erzeugte Schwingungsformen und Steuersignale werden vom Senderempfänger-Subsystem 122 zur HF-Trägermodulation und Betriebsartsteuerung verwendet. In der Sendebetriebsart liefert der Sender eine gemäß den Steuersignalen modulierte Hochfrequenzschwingung an den HF- Leistungsverstärker 123, der dann die HF-Spule 138 erregt, die sich innerhalb der Hauptmagnetanordnung 146 befindet. Die NMR-Signale, welche von den erregten Kernen im Patienten ausgestrahlt werden, werden von der selben oder einer anderen als der zum Aus senden benutzten HF-Spule erfaßt und dann von einem Vorverstärker 139 verstärkt. Die NMR-Signale werden im Empfängerteil des Senderempfängers 122 verstärkt, demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Die verarbeiteten NMR-Signale werden über eine dedizierte, unidirektionale Verbindung 105 zum Zwecke der Verarbeitung zu einem Arrayprozessor 106 übertragen.

Das PCM 120 und das SCM 124 sind unabhängige Subsysteme, die beide mit dem Hauptcomputer 101, einem peripheren System, beispielsweise einem Patientenpositionierungssystem 152, als auch miteinander über eine serielle Kommunikationsverbindung 103 kommunizieren können. Das PCM 120 und das SCM 124 enthalten jeweils einen 16-Bit- Mikroprozessor (beispielsweise Intel 80286) zum Verarbeiten von Befehlen vom Hauptcomputer 101. Das SCM 124 enthält Mittel zum Akquirieren von Information betreffend die Position der Patientenliege sowie die Position eines bewegbaren Patientenausricht- Lichtbündelstrahls (nicht gezeigt). Diese Information wird vom Hauptcomputer 101 benutzt, um die Bilddarstellungs- und Bildrekonstruktionsparameter zu modifizieren. Das SCM 124 initialisiert auch Funktionen, wie beispielsweise die Betätigung der Patiententransport- und - ausrichtsysteme.

Die Gradientenspulenanordnung 136 und die HF-Sende- und Empfängerspulen 138 sind innerhalb der Bohrung des Magneten montiert, der zum Erzeugen des polarisierenden Magnetfeldes benutzt wird. Der Magnet bildet ein Teil der Hauptmagnetanordnung, die das Patientenausrichtsystem 148 enthält. Eine Ausgleichsenergieversorgung 140 dient zum Erregen von Ausgleichsspulen, die dem Hauptmagneten zugeordnet sind und die zur Korrektur von Inhomogenitäten des polarisierenden Magnetfeldes dienen. Im Falle eines resistiven Magneten dient eine Hauptmagnetenergieversorgung 142 zur kontinuierlichen Erregung des Magneten. Bei einem supraleitfähigen Magneten wird die Hauptenergieversorgung 142 dafür benutzt, das von dem Magneten erzeugte polarisierende Feld auf die geeignete Betriebsstärke zu bringen, und die Energieversorgung wird dann abgeschaltet. Bei der Verwendung eines Permanentmagneten kann die Energieversorgung 142 entfallen. Das Patientenausrichtsystem 148 arbeitet in Verbindung mit einem Patientenliege- und Transportsystem 150 sowie einem Patientenpositioniersystem 152. Um Störungen durch externe Quellen so gering wie möglich zu halten, sind die NMR-Systemkomponenten aufweisend die Hauptmagnetanordnung, die Gradientenspulenanordnung und die HF-Sender- und Empfän gerspulen, als auch die Patientenhandhabungsgerätschaften in einem gegen HF abgeschirmten Raum 144 untergebracht.

Insbesondere bezugnehmend auf Fig. 1 und 2 sei erläutert, daß der Senderempfänger 122 Komponenten enthält, die das HF-Erregungsbild B&sub1; mittels des Leistungsverstärkers 123 und einer Spule 138A erzeugen, und Komponenten enthält, die das resultierende NMR- Signal empfangen, das in einer Spule 138B induziert wird. Die Grund- oder Trägerfrequenz des HF-Erregungsfeldes wird unter der Steuerung eines Frequenzsynthesizers 200 erzeugt, der über die Kommunikationsverbindung 103 vom Hauptcomputer 101 einen Satz digitaler Signale (CF) erhält. Diese digitalen Signale geben die Frequenz und Phase des HF-Trägersignals an, das an einem Ausgang 201 auftritt. Der befohlene HF-Träger wird an einen Modulator 202 gelegt, wo er in Abhängigkeit von einem Signal R(t) moduliert wird, das über einen Bus 103 vom PCM 120 empfangen wird. Das Signal R(t) definiert die Hülle und damit die Bandbreite des zu erzeugenden HF-Erregungsimpulses. Es wird erzeugt im PCM 120 durch sequentielles Lesen einer Reihe gespeicherter 16-Bit-Digitalwerte aus Impulsform-Nachschlagetabellen, die die gewünschte Hülle erstellen. Diese gespeicherten Digitalwerte werden "ausgespielt" durch ein 1-MHz-Taktsignal, wenn der HF-Erregungsimpuls erzeugt wird, und diese Werte können vom Computer 100 geändert werden, um irgendeine gewünschte, zu erzeugende HF-Impulshülle zu ermöglichen.

Der Betrag des über die Leitung ausgegebenen HF-Erregungsimpulses wird von einer Sendedämpfungsschaltung 206 gedämpft, die über die Kommunikationsverbindung 103 ein digitales Signal TA vom Hauptcomputer 101 empfängt. Die gedämpften HF-Erregungsimpulse werden dem Leistungsverstärker 123 zugeführt, der die HF-Senderspule 138 ansteuert. Eine detailliertere Beschreibung dieses Abschnitts des Senderempfängers 122 findet man in dem US-Patent 4 952 877, herausgegeben am 28. August 1990.

Es wird immer noch auf Fig. 1 und 2 bezug genommen. Das von dem Objekt erzeugte NMR-Signal wird von der Empfängerspule 138B erfaßt und an den Eingang eines Empfängers 207 gelegt. Der Empfänger 207 verstärkt das NMR-Signal, und dieses wird dann um ein Ausmaß gedämpft, das durch ein digitales Dämpfungssignal (RA) festgelegt ist, welches über die Verbindung 103 vom Hauptcomputer 101 empfangen wird. Der Empfänger 207 wird auch durch ein Signal an einer Leitung 211 vom PCM 120 derart ein- und ausgeschal tet, daß das NMR-Signal lediglich über diejenigen Zeitintervalle akquiriert wird, welche von der besonderen durchgeführten Akquisition benötigt werden.

Das empfangene NMR-Signal ist bei oder nahe bei der Larmorfrequenz, die bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel etwa 63,86 MHz beträgt. Dieses Hochfrequenzsignal wird in einem Zweischrittprozeß in einem Demodulator 208 demoduliert, der als erstes das NMR- Signal mit dem Trägersignal an der Leitung 201 mischt und dann das resultierende Differenzsignal mit dem 2,5-MHz-Referenzsignal an der Leitung 204 mischt. Das resultierende demodulierte NMR-Signal an der Leitung 212 hat eine Bandbreite von 125 kHz und ist bei einer Frequenz von 187,5 kHz zentriert. Das demodulierte NMR-Signal wird an den Eingang eines Analog/Digital-Umsetzers 209 gelegt, der das analoge Signal mit einer Rate von 250 kllz abtastet und digitalisiert. Der Ausgang des A/D-Umsetzers 209 wird an einen digitalen Quadraturdetektor 210 gelegt, der in Entsprechung zu dem empfangenen digitalen Signal 16-Bit-Inphase-Werte (I) und 16-Bit-Quadratur-Werte (Q) erzeugt. Der resultierende Strom digitalisierter I- und Q-Werte des empfangenen NMR-Signals wird über den Bus 105 an den Arrayprozessor 106 ausgegeben, wo sie typischerweise zum Rekonstruieren eines Bildes verwendet werden.

Um die in dem empfangenen NMR-Signal enthaltene Phaseninformation zu bewahren, werden sowohl der Modulator 202 im Senderteil als auch der Demodulator 208 im Empfängerteil von gemeinsamen Signalen betrieben. Insbesondere werden das Trägersignal am Ausgang 201 des Frequenzsynthesizers 200 und das 2,5 MHz-Referenzsignal am Ausgang 204 des Referenzfrequenzgenerators 203 sowohl im Modulations- als auch Demodulationsprozeß verwendet. Auf diese Weise wird eine Phasenkonsistenz aufrecht erhalten, und Phasenänderungen im demodulierten empfangenen NMR-Signal zeigen genau die Phasenänderungen an, die durch die erregten Spins hervorgerufen werden. Das 2,5-MHz-Referenzsignal als auch die 5-, 10- und 16-MHz-Referenzsignale werden vom Referenzfrequenzgenerator 203 aus einem gemeinsamen 10-MHz-Taktsignal erzeugt, und die zuletzt genannten drei Referenzsignale werden vom Frequenzsynthesizer 200 benutzt, um am Ausgang 201 das Trägersignal zu erzeugen. Bezüglich einer detaillierteren Beschreibung des Empfängers wird auf das US-Patent 4 992 736 verwiesen.

Es wird jetzt insbesondere auf Fig. 3A bezug genommen. Darin ist eine herkömmliche schnelle Spinecho-NMR-Pulssequenz gezeigt, die als eine 2DFT RARE Sequenz bekannt ist und in der 16 NMR-Echosignale akquiriert werden. Aus Gründen der besseren Klarheit sind in Fig. 3A nur vier Echosignale 301 gezeigt, es ist jedoch zu beachten, daß zwölf weitere Echosignale erzeugt und akquiriert werden. Diese NMR-Echosignale werden durch einen 90º-HF-Erregungsimpuls 305 erzeugt, der in Gegenwart eines Gz-Schichtauswahlgradientenimpulses 306 erzeugt wird, um die Longitudinalmagnetisierung in die Querebene zu kippen. Diese Quermagnetisierung wird von jedem der sechzehn selektiven 180º-HF-Refokussierungsimpulse 307 refokussiert, um die NMR-Spinechosignale 301 zu erzeugen, die in Gegenwart von Gx-Auslesegradientenimpulsen 308 akquiriert werden. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel treten die 180º-HF-Refokussierungsimpulse 307 alle 6,4 Millisekunden auf, und die Mitte des ersten Impulses erscheint 3,2 Millisekunden nach der Mitte des 90º- HF-Erregungsimpulses 305. Jedes NMR-Spinechosignal 301 ist separat phasencodiert durch jeweilige Gy-phasencodierende Impulse 309 bis 313. Der Betrag jedes phasencodierenden Impulses ist verschieden, und er wird durch 128 Werte stufenweise geändert, um während einer vollständigen Abtastung 128 separate Ansichten zu akquirieren. Jedes NMR- Spinechosignal wird durch Digitalisierung von 256 Proben jedes Signals akquiriert. Im Ergebnis sind bei der Vollendung einer Abtastung für ein Bild 8 Schüsse (128/16 = 8) der Pulssequenz von Fig. 3A ausgeführt worden, und ein 128 · 256 Elementarray komplexer Zahlen ist akquiriert worden. Ein herkömmliches Bild kann durch Ausführen einer 2D Fourier Transformation an diesem Bilddatenarray rekonstruiert werden, und dann kann der absolute Wert jedes resultierenden komplexen Elements berechnet werden. Ein 128 · 256 Pixelbild wird auf diese Weise produziert, in dem die Helligkeit jedes Pixels durch die Größe seines entsprechenden Elements in dem transformierten Array festgelegt ist.

Es wird jetzt insbesondere auf Fig. 3B bezug genommen. Darin ist eine andere schnelle NMR-Pulssequenz dargestellt, die in Verbindung mit der Erfindung verwendet werden kann und bei der es sich um eine schnelle Gradientenaufrufecho-Pulssequenz oder GRE-Pulssequenz (GRE = Gradient Recalled Echo) handelt. Sie enthält einen HF-Erregungsimpuls 314, der in Gegenwart eines Gz-Schichtauswahlgradientenimpulses 315 erzeugt wird. Die resultierende Quermagnetisierung wird dann durch Anwenden eines Gy-phasencodierenden Gradientenimpulses 316 positionscodiert. Ein negativer Zipfel 317 des Schichtauswahlgradienten rephasiert stationäre Spins in der ausgewählten Schicht in einer an sich bekannten Weise. Ein Gx-Auslesemagnetfeldgradient wird dann angewendet, und er enthält einen negativen dephasierenden Zipfel 318, dem ein positiver frequenzcodierender Zipfel 319 folgt. Der Auslesegradient erzeugt ein NMR-Echosignal 304 zu einer Zeit TE, und es wird wäh rend des Anlegens des frequenzcodierenden Auslesegradienten 319 asymmetrisch akquiriert. Nach der Signalakquisition wird ein phasencodierender Rückholimpuls 316' angelegt, der den gleichen Betrag hat, jedoch bezüglich der Polarität zu dem phasencodierenden Impuls 316 entgegengesetzt ist, und es wird ein Zerstörungsgradientenimpuls 317' angewendet, um irgendeine Quermagnetisierung zu eliminieren, die nach jeder Akquisition noch vorhanden sein mag.

Mit der Pulssequenz von Fig. 3B wird eine sehr kurze TE von 2,8 Millisekunden erreicht, und zwar dadurch, daß die Gradientenimpulse soweit wie möglich gekürzt werden und das NMR-Echosignal 304 asymmetrisch akquiriert wird, wobei seine Spitze zur Vorderkante des Akquisitionsfensters verschoben wird. Bestmögliche Resultate werden dadurch erreicht, daß ein Kippwinkel von 15º bis 25º des HF-Impulses 314 verwendet wird und sechzehn der Pulssequenzen in jedem Schuß vorhanden sind.

Um gemäß der Erfindung unter Verwendung einer schnellen Pulssequenz nach Fig. 3A oder 3B ein Angiogramm zu erzeugen, wird jedem Schuß aus sechzehn bilderzeugenden Pulssequenzen eine vorbereitende Pulssequenz vorangestellt, welche die Längsmagnetisierung stationärer Spins unterdrückt. Insbesondere bezugnehmend auf Fig. 4 enthält diese vorbereitende Pulssequenz einen Satz aus drei HF-Erregungsimpulsen 320, 321 und 322. Der erste HF-Impuls 320 und der letzte HF-Impuls 322 sind 90º-Impulse, wobei die Phase des ersten HF-Impulses 320 längs der y-Achse und die Phase des letzten HF-Impulses 322 längs der x-Achse ausgerichtet ist. Die HF-Impulses 320 und 322 sind um 8,5 bis 9,0 Millisekunden voneinander getrennt. Der 180º-HF-Impuls 321 ist mitten zwischen den HF-Impulsen 320 und 322 positioniert, und seine Phase ist mit der -y-Achse ausgerichtet.

Ein bipolarer bewegungscodierender Magnetfeldgradient wird während des Intervalls zwischen dem 180º-HF-Impuls 321 und dem 90º-HF-Impuls 322 erzeugt. Der Betrag und die Richtung dieses bipolaren Magnetfeldgradienten können beachtlich variieren, jedoch werden bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel gleiche bipolare Gradientenzipfel 323 bis 325 mit einem positiven ersten Moment längs der betreffenden x-, y- und z-Achse angewendet. Wie es allgemein bekannt ist, wird der Wert des ersten Moments M&sub1; der bipolaren Magnetfeldgradienten 323 bis 325 durch die Fläche seiner Zipfel und das Zeitintervall zwischen ihnen bestimmt. Die Polarität des ersten Moments M&sub1; wird bestimmt durch die Polaritätsreihenfolge der bipolaren Zipfel, wobei ein positives erstes Moment +M&sub1; einen positiven Zipfel und einen nachfolgenden negativen Zipfel erzeugt wird und ein negatives erstes Moment - M&sub1; durch einen negativen Zipfel mit anschließendem positiven Zipfel erzeugt wird, wie es durch gestrichelte Linien 323' bis 325' angedeutet ist.

Die vorbereitende Pulssequenz wird abgeschlossen durch das Anlegen dephasierender Gradientenimpulse 330 bis 332, und zwar längs der betreffenden x-, y- und z-Achse. Diese Impulse 330 bis 332 haben eine Dauer von etwa 4 Millisekunden und eine Amplitude, die hinreichend ist, um irgendeine Quermagnetisierung zu dephasieren, die im Anschluß an den dritten HF-Impuls 322 in dem interessierenden Bereich vorhanden sein mag.

Die vorbereitende Pulssequenz dient zum Ausrichten einer Komponente der bewegenden Spins zugeordneten Magnetisierung längs der positiven oder negativen Längsachse (±-z- Achse bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel) und zum Ausrichten der den stationären Spins zugeordneten Magnetisierung in der Querebene (x-y-Ebene bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel). Der erste 90º-HF-Impuls 320 kippt die gesamt Längsmagnetisierung in die Querebene, und der 180º-HF-Impuls 321 kehrt diese Quermagnetisierung um. Die bipolaren bewegungscodierenden Gradienten 323 bis 325 ändern dann die Phase der Magnetisierung, die Spins mit einer Geschwindigkeit längs der jeweiligen x-, y- oder z-Achse zugeordnet sind, und der letzte 90º-HF-Impuls 322 kippt eine Komponente der Magnetisierung, die den sich bewegenden Spins zugeordnet ist, zurück in die Längsachse. Die den stationären Spins zugeordnete Magnetisierung verbleibt in der Querebene, wo sie durch die Gradientenimpulse 330 bis 332 dephasiert wird. Der Betrag und die Polarität der Magnetisierung, die nach der vorbereitenden Pulssequenz in der Längsachse verbleibt, wird bestimmt durch die Richtung und Geschwindigkeit der sich bewegenden Spins in dem interessierenden Bereich sowie durch den Betrag und die Polarität des ersten Moments M&sub1;, das von den bipolaren bewegungscodierenden Gradienten 323 bis 325 erzeugt wird. Bei einem gegebenen Spinsystem wird daher die Polarität der Gesamtlängsmagnetisierung, die aufgrund sich bewegender Spins beruht, umgekehrt, wenn die Polarität des ersten Moments der bipolaren Gradienten umgekehrt wird, wohingegen irgendeine Restlängsmagnetisierung aufgrund stationärer Spins nicht umgekehrt wird. Es gehört daher zur Lehre der Erfindung, daß Signale von stationärem Gewebe dadurch weiter unterdrückt werden können, daß jeder Schuß aus 16 phasencodierenden Ansichten zweimal ausgeführt wird, wobei vorbereitende Pulssequenzen jedem Schuß vorausgehen, die bipolare bewegungscodierende Gradienten 323 bis 325 mit unterschiedlichen ersten Momenten haben. Die entsprechenden NMR-Signale, die in jedem derartigen Paar erzeugt werden, werden subtrahiert und zur Rekonstruktion eines Angiogrammbildes verwendet. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird eine komplexe Subtraktion der rohen "k-Raum"-Daten vorgenommen, allerdings ist es auch möglich, Bilddaten zu erzeugen und die Phasen entsprechender Punkte in den beiden Bilddatenarrays zu subtrahieren, um die Richtungsinformation zu bewahren.

Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird die Polarität des ersten Moments M&sub1; umgekehrt, um die erforderliche Differenz vorzusehen, ein ausreichendes Differenzsignal kann aber auch dadurch erzeugt werden, daß lediglich der Betrag des ersten Moments geändert wird. So kann beispielsweise ein Schuß mit einem ersten Moment M&sub1; vorbereitet werden, und der zweite Schuß kann mit einem ersten Moment vorbereitet werden, das gleich Null ist (d. h. es werden keine bipolaren Gradienten angelegt). In allen Fällen bleiben die von stationären Spins erzeugten Signale in den beiden Schüssen unverändert, und sie werden durch den Subtraktionsprozeß annuliert.

Während in vielen Fällen die Reihenfolge, in der die Pulssequenzschüsse akquiriert werden, können bei der Erzeugung von Angiogrammen von Organen, wie beispielsweise des Herzens, weitere Verbesserungen in der Bildqualität dadurch erzielt werden, daß die Reihenfolge der Schüsse und die Reihenfolge der Ansichten innerhalb jedes Schusses geordnet wird. Unter besonderer Bezugnahme auf Fig. 5 kann man beispielsweise die Schüsse in jedem Paar am selben Punkt in aufeinander folgenden Herzzyklen erhalten, so daß nichtfließendes, aber sich dennoch bewegendes Gewebe bei beiden Akquisitionen gleich erscheint. Wenn ein kardiales Torsignal erzeugt wird, um den Start eines Herzzyklus anzuzeigen, kann man zu irgendeiner gewünschten Phase des Herzzyklus mit einer "positiven" vorbereitenden Pulssequenz Schüsse akquirieren, um Daten einzufangen, wenn sich das nicht fließende Gewebe in der gewünschten Position befindet. Der andere Schuß des Paares mit einer "negativen" vorbereitenden Pulssequenz wird dann beim gleichen Punkt im nachfolgenden Herzzyklus akquiriert, so daß nicht fließendes Gewebe bei beiden Akquisitionen als gleich erscheint. Wenn dann die Daten in jedem Schußpaar subtrahiert werden, ist im Ergebnis irgendeine Magnetisierung aufgrund nicht fließenden Gewebes in beiden Schüssen im wesentlichen gleich und wird deshalb annulliert. Wie es in Fig. 5 dargestellt ist, wird vorzugsweise, wenn mehr als ein Schuß mit einer vorbereitenden Pulssequenz während jedes Herzzyklus ausgeführt wird, die Polarität des ersten Moments des bewegungscodierenden Gradienten während aufeinanderfolgender Schüsse alterniert. Falls das Ziel ein maximales Signal ist, wird während jedes Herzzyklus nur ein Schuß akquiriert, und die vorbereitende Pulssequenz wird bei der Spitzensystole ausgeführt.

Die Helligkeit der fließenden Spins im rekonstruierten Bild kann dadurch verbessert werden, daß die phasencodierenden Ansichten in jedem Schuß reihenfolgemäßig sortiert werden. Da die mittigen, oder ordnungsmäßig niedrigen, phasencodierenden Ansichten beträchtlich mehr Auswirkung auf das Bild haben, werden diese Ansichten in jedem Schuß zuerst akquiriert, wohingegen die ordnungsmäßig höheren Ansichten später in jedem Schuß akquiriert werden, wenn die Signale aufgrund der T&sub2;-Verzögerung in der schnellen Spinechosignalsequenz oder Sättigung in der schnellen Gradientenaufrufecho-Pulssequenz vermindert sind. Diese phasencodierende Reihenfolge oder Ordnung stellt auch sicher, daß das Signal von stationärem Gewebe während der Akquisition der ordnungsmäßig niedrigsten phasencodierenden Werte am kleinsten ist.


Anspruch[de]

1. Verfahren zum Erzeugen eines Angiogramms eines interessierenden Bereiches unter Verwendung schneller NMR-Pulssequenzen, enthaltend die Schritte:

Anlegen eines polarisierenden Magnetfeldes an in dem interessierenden Bereich liegende Spins;

Durchführen von Datenakquisitionen bestehend aus einer vorbereitenden flußcodierenden Pulssequenz, der ein Satz schneller NMR-Pulssequenzen folgt, wobei jede vorbereitende Sequenz enthält:

Anlegen eines ersten 90º-HF-Impulses (320) an die Spins in dem interessierenden Bereich;

Anlegen eines 180º-HF-Impulses (321) an die Spins in dem interessierenden Bereich;

Anlegen eines zweiten 90º-HF-Impulses (322) an die Spins in dem interessierenden Bereich;

Anlegen eines bewegungscodierenden Magnetfeldgradienten (323-325, 323'-325'), der ein ausgewähltes erstes Moment hat, an den interessierenden Bereich;

Anlegen eines dephasierenden Gradientenimpulses (330-332) an die Spins in dem interessierenden Bereich im Anschluß an das Anlegen des zweiten 90º-HF-Impulses (322);

und wobei jede der schnellen NMR-Pulssequenzen enthält:

Anlegen eines HF-Impulses (305, 307) an die Spins in dem interessierenden Bereich in Gegenwart eines Scheibenauswahlgradienten (306);

Anlegen eines phasencodierenden Gradientenimpulses (309-313, 316) an die Spins in dem interessierenden Bereich zum Definieren einer Ansicht, die für jede schnelle NMR- Pulssequenz in diesem Satz verschieden ist;

Akquirieren eines NMR-Signals (301, 304);

dadurch gekennzeichnet daß:

der bewegungscodierende Magnetfeldgradient bipolar ist;

der bipolare bewegungscodierende Gradient nach dem ersten 90º-HF-Impuls (320) und vor dem zweiten 90º-HF-Impuls (322) angelegt wird;

die Datenakquisitionen zweimal durchgeführt werden, wobei der bipolare bewegungscodierende Gradient ein unterschiedliches erstes Moment in den beiden Datenakquisitionen hat;

der Satz NMR-Signale in einer der Datenakquisitionen von dem entsprechenden Satz NMR-Signale in der anderen der Datenakquisitionen zum Erzeugen eines Satzes Differenzdaten subtrahiert wird;

ein Angiogramm von dem Differenzsatz erzeugt wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der bipolare bewegungscodierende Magnetfeldgradient (323-325, 323'-325') während eines Zeitintervalls zwischen dem 180º- HF-Impuls (321) und dem zweiten 90º-HF-Impuls (322) erzeugt wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der HF-Impuls, der während jeder schnellen NMR- Pulssequenz angelegt wird, ein refokussierender 180º-HF-Impuls (307) ist.

4. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem jede schnelle NMR-Pulssequenz einen Gradienten erzeugt, der Echo-NMR-Signal (304) genannt wird, und das Anlegen eines Lesegradientenimpulses (318, 319) an die Spins in dem interessierenden Bereich umfaßt, der während der Akquisition des NMR-Signals eine erste Polarität und unmittelbar vor der Akquisition des NMR-Signals die entgegengesetzte Polarität hat.

5. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die erste und zweite Datenakquisition in Aufnahmen unterteilt sind, die aus Untersätzen des Satzes schneller NMR-Pulssequenzen bestehen, und die vorbereitende Pulssequenz vor jeder Aufnahme wiederholt wird.

6. Verfahren nach Anspruch 5, bei dem die Ausführung jeder Aufnahme durch ein Signal getriggert wird, das den Herzzyklus eines im interessierenden Bereich befindlichen Patienten anzeigt.

7. Verfahren nach Anspruch 6, bei dem die Aufnahmen in der zweiten Datenakquisition bei demselben Punkt in dem angezeigten Herzzyklus wie die entsprechenden Aufnahmen in der ersten Datenakquisition durchgeführt werden.

8. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die schnellen NMR-Pulssequenzen in der ersten und zweiten Datenakquisition eine solche Reihenfolge haben, daß schnelle NMR-Pulssequenzen mit niedrigeren phasencodierenden Gradientenimpulsen zuerst durchgeführt werden.

9. NMR-System enthaltend Mittel zum Ausführen des Verfahrens nach irgendeinem der vorangegangenen Ansprüche.







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