DE19630758A1 - Schnelle Herz-gesteuerte kernmagnetische Resonanz-Erfassung mit verbessertem T¶1¶-Kontrast - Google Patents

Description

Die Erfindung bezieht sich auf kernmagnetische Resonanz- Abbildungsverfahren und -Systeme. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf die Erfassung von Herz-gesteuerten Bildern.

Wenn eine Substanz, wie beispielsweise menschliches Gewebe ei­ nem einheitlichen Magnetfeld (Polarisationsmagnetfeld B_o) un­ terworfen ist, versuchen die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe, sich entsprechend diesem Polarisationsfeld auszurichten, präzedieren aber darum in einer zufälligen Anord­ nung mit ihrer charakteristischen Larmorfrequenz. Wenn die Sub­ stanz oder das Gewebe einem Magnetfeld (Erregungsfeld B₁) un­ terworfen ist, das in der x-y-Ebene liegt und sich nahe der Larmorfrequenz befindet, kann das Netz-ausgerichtete Moment M_z in die x-y-Ebene gedreht oder "gekippt" werden, um ein Netz­ queres magnetisches Moment M_t zu erzeugen. Ein von den erregten Spins emittiertes Signal kann nach Beendigung des Erregungssi­ gnals B₁ empfangen und zur Bildung eines Bilds verarbeitet werden.

Wenn diese Signale zur Erzeugung von Bildern benützt werden, werden Magnetfeld-Gradienten (G_x, G_y und G_z) verwendet. Typi­ scherweise wird der abzubildende Bereich mittels einer Folge von Meßzyklen abgetastet, während derer sich diese Gradienten entsprechend dem verwendeten besonderen Lokalisierungsverfahren verändern. Der sich ergebende Satz von empfangenen kernmagneti­ schen Resonanz-Signalen (NMR-Signalen) wird digitalisiert und verarbeitet, um das Bild unter Verwendung einer von zahlreichen wohlbekannten Rekonstruktionstechniken zu rekonstruieren.

Die meisten gegenwärtig zur Erzeugung medizinischer Bilder ver­ wendeten kernmagnetischen Resonanz-Abtastungen erfordern viele Minuten zur Erfassung der erforderlichen Daten. Die Verringe­ rung dieser Abtastzeit ist eine wichtige Erwägung, da eine ver­ ringerte Abtastzeit den Patientendurchsatz erhöht, den Komfort für den Patienten und die Bildqualität durch Verringerung von Bewegungsartefakten verbessert. Es gibt eine Gruppe von Impuls­ folgen, die eine sehr kurze Wiederholzeit (TR) besitzt und vollständige Abtastungen ergibt, die eher in Sekunden als in Minuten durchgeführt werden kann. Wenn sie auf Herzabbildung angewendet wird, kann beispielsweise eine Reihe von Bildern, die das Herz in verschiedenen Phasen seines Zyklus zeigt, bei einem einzelnen Atemanhalten erfaßt werden.

Während die herkömmlicheren Impulsfolgen Wiederholzeiten TR viel größer als die Spin-Spin-Relaxationskonstante T₂ besitzen, so daß die Magnetisierung Zeit hat, sich zwischen phasenkohä­ renten Erregungsimpulsen in aufeinanderfolgenden Folgen zu ent­ spannen, besitzen die schnellen Impulsfolgen eine Wiederholzeit TR, die kleiner als T₂ ist, und die Quermagnetisierung in ein quasistationäres Gleichgewicht steuert. Derartige Techniken werden als quasistationäre freie Wiederholgenauigkeits- (steady-state free precision; im nachfolgenden als SSFP bezeichnet)-Techniken bezeichnet und sind durch ein zyklisches Muster von Quermagnetisierung gekennzeichnet, bei dem das sich ergebende Magnetresonanz-Signal nachfokussiert wird, um ein Echosignal zu erzeugen.

Eine derartige SSFP-Impulsfolge wird als Gradienten­ nachfokussiert erfaßt quasistationär (gradient refocused acqui­ red steady-state; im folgenden als GRASS bezeichnet) bezeichnet und verwendet einen Auslesegradienten G_x, um die Spitze des Magnetresonanz-Echosignals, das nach jedem Hochfrequenz- Erregungsimpuls (RF-Erregungsimpuls) erzeugt wird, zur Mitte der Impulsfolge hin zu verschieben. Diese Impulsfolge ist in Fig. 3 gezeigt, wobei das kernmagnetische Resonanz-Signal ein Gradienten-abgerufenes Echo ist, das durch den Auslesegradien­ ten G_x hervorgerufen wird. Bei zweidimensionaler Abbildung wird ein Schnittauswahl-Gradientenimpuls durch den Gradienten G_z erzeugt und sofort auf die wohlbekannte Weise nachfokussiert. Eine Phasenkodierender Gradientenimpuls G_y wird kurz danach erzeugt, um die erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Daten in der Position zu kodieren und, um das quasistationäre Gleichgewicht zu erhalten, werden die Wirkungen des phasenkodierenden Gra­ dientenimpulses mittels eines entsprechenden G_y-Rückspul- Gradientenimpulses zu Null gemacht, nachdem das Magnetresonanz- Signal erfaßt wurde und bevor die nächste Impulsfolge beginnt, wie im US-Patent Nr. 4 665 365 beschrieben.

Da SSFP-Folgen Hochfrequenz-Erregungsimpulse mit kleinen Kipp­ winkeln verwenden und die Magnetisierung nach jeder Impulsfolge nicht zurückerlangt werden darf, ist der Bildkontrast aufgrund der Spindichte nicht annähernd so gut wie mit herkömmlichen Im­ pulsfolgen. Demzufolge wurden anderen Bildkontrast- Verbesserungsverfahren vorgeschlagen, die auf den verschiedenen T₁- und T₂-Konstanten von Geweben beruhen. Wie von A.Haase in "Snapshot Flash MRI Applications to T₁, T₂, and Chemical-Shift Imaging" in Magnetic Resonance In Medicine, 13, 77/14 89 (1990), und D. Matthaei et al in "Fast Inversion Recovery T₁ Contrast and Chemical Shift Contrast In High Resoluation Snaps­ hot Flash MR Images", in Magnetic Resonance In Medicine, Vol. 10, Seiten 1 bis 6, 1992, und dem US-Patent Nr. 5 256 967 mit dem Titel "Fast NMR Image Acquisition With Spectrally Selective Inversion Pulses" beschrieben, kann einer oder mehrere vorbe­ reitende Hochfrequenzimpulse, die die Spin-Magnetisierung fest­ setzen, um T₁ oder T₂ kontrastverstärkte Bilder zu erzeugen, einer Reihe von SSFP-Impulsfolgen vorhergehen. Diese Verfahren erfordern alle eine beträchtliche Wartezeit vor der Erfassung von Bilddaten, um eine Entwicklung des Kontrastes zu ermöglichen.

Herz-gesteuerte Erfassungen werden verwendet, um das Herz bei verschiedenen Phasen des Herzzyklus darstellende Bilder zu er­ zeugen. Durch Verwendung von SSFP-Impulsfolgen kann eine "Gruppe" von k-Raum Linien oder Ansichten (z. B. 8) während je­ des Herzzyklus für einen besonderen Schnittort erfaßt werden. Als Ergebnis davon können Daten für ein Bild in einer Aufeinan­ derfolge von Herzzyklen und während eines einzelnen Atemanhal­ tens erfaßt werden. Es ist zu beachten, daß jede Gruppe von Ansichten von demselben räumlichen Ort erfaßt werden kann, wobei in diesem Fall eine Reihe von Bildern an demselben räum­ lichen Ort erhalten wird, wobei jedes Bild bei einer verschie­ denen zeitlichen Phase des Herzzyklus erfaßt ist. Dies stellt eine Vielphasen- oder Filmerfassung dar. Zusätzlich kann jede Gruppe von verschiedenen räumlichen Orten aus erfaßt werden, wobei in diesem Fall eine Reihe von Bilder, von denen jedes an einem verschiedenen räumlichen Ort erfaßt ist, bei verschiede­ nen zeitlichen Phasen des Herzzyklus ist. Diese zweite Anwen­ dung stellt eine Einzelphasen-Vielschnitt-Erfassung dar, bei der die zeitliche Abdeckung des Herzzyklus gegen eine größere räumliche Abdeckung in einer Erfassung ausgetauscht ist.

Im Fall der Einzelphasen-Vielschnitt-Erfassung ist die Magneti­ sierung an einem gegebenen räumlichen Ort nicht im dynamischen Gleichgewicht. Da ein Herzzyklus in der Größenordnung von 1 Sekunde ist, hat die Längsmagnetisierung genügend Zeit, sich zwischen Gruppen zu ihrem thermischen Gleichgewichtswert zu entspannen. Als Ergebnis davon hat während jeder Gruppe von SSFP-Impulsfolgen die Magnetisierung keine Zeit eine stabile Zustandsbedingung festzusetzen. Der sich ergebende Bildkontrast ist dann in erster Linie von der Spindichte eher als von T₁ bestimmt und wertvolle klinische Informationen gehen verloren.

Die vorliegende Erfindung ist ein Verfahren zur schnellen An­ steuerung der Quermagnetisierung von Spins in ein quasistatio­ näres Gleichgewicht vor der Erfassung von kernmagnetischen Resonanz-Daten unter Verwendung einer Reihe von schnellen Im­ pulsfolgen, um den T₁-Kontrast im rekonstruierten Bild zu ver­ stärken. Insbesondere wird vor jeder Gruppe von schnellen kern­ magnetischen Resonanz-Signal-Erfassungen eine vorbereitete Folge durchgeführt, in der ein Hochfrequenz-Erregungsimpuls mit einem Klapp-Winkel von im wesentlichen 90° an die Spins angelegt wird, und eine Vielzahl von Disdaq-Impulsfolgen (im Stand der Technik derart bezeichnete Dummy- bzw. Schein-Impulsfolgen) wird durchgeführt, um die Magnetisierung vor der Durchführung einer Impuls folge schnell in ein quasistationäres Gleichgewicht zu steuern, in dem kernmagnetische Resonanz-Daten erfaßt werden.

Eine allgemeine Aufgabe der Erfindung besteht darin, den T₁-Kontrast bei einem schnell erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Bild zu verstärken, indem Spinmagnetisierung vor der Datenerfassung schnell in ein quasistationäres Gleichgewicht gesteuert wird. Eher als eine Invertierung der Magnetisierung mit einem 180° Erregungsimpuls oder einfach einem Anlegen einer Reihe von Disdaq-Impulsfolgen zum Steuern der Magnetisierung in ein quasistationäres Gleichgewicht, wird der beste Bildkontrast mit zumindest Einfluß auf die Erfassungszeit mittels Anlegen eines 90° Hochfrequenz-Erregungsimpulses gefolgt von wenigen Disdaq-Impulsfolgen erhalten. Dies ist der schnellste Weg zu dem gewünschten quasistationären Gleichgewicht, in dem T₁-gewichtete kernmagnetische Resonanz-Signale erfaßt werden.

Weitere Aufgabe, Merkmale und Vorteile der Erfindung werden aus der nachfolgenden Beschreibung eines bevorzugten Ausführungs­ beispiels in Verbindung mit der Zeichnung offensichtlich.

Es zeigen:

Fig. 1 ein Blockschaltbild eines Magnetresonanz-Abbildungs- Systems, bei dem die vorliegende Erfindung verwendet wird,

Fig. 2 eine graphische Darstellung der vom Magnetresonanz- Abbildungs-System gemäß Fig. 1 durchgeführten Datenerfassungsfolge,

Fig. 3 eine graphische Darstellung einer zur Erfassung von An­ sichten bei der Erfassung gemäß Fig. 2 verwendeten Impulsfolge,

Fig. 4 eine graphische Darstellung von verschiedenen Wegen zum Steuern der Längsmagnetisierung in ein dynamisches Gleichgewicht,

Fig. 5 eine graphische Darstellung der in jeder Gruppe von Im­ pulsfolgen in Fig. 2 verwendeten Kipp-Winkel, und

Fig. 6 eine graphische Darstellung der Magnetisierung, wenn veränderliche Kipp-Winkel verwendet werden, wie in Fig. 5 gezeigt.

In Fig. 1 sind die Hauptbestandteile eines bevorzugten Magnetresonanz-Abbildungs-Systems (MRI-Systems), das die Erfin­ dung enthält, gezeigt. Die Funktion der Systems wird von einer Bedienerkonsole 100 aus gesteuert, die eine Tastatur und Steu­ ertafel 102 und eine Anzeigeeinrichtung 104 enthält. Die Bedie­ nerkonsole 100 steht über eine Verbindungseinrichtung bzw. Ver­ bindungsleitung 116 mit einem separaten Computersystem 107 in Verbindung, das einem Bediener eine Steuerung der Erzeugung und Anzeige von Bildern auf der Anzeigeeinrichtung bzw. dem Bild­ schirm 104 ermöglicht. Das Computersystem 107 enthält eine An­ zahl von Einheiten, die mit einander über eine Rückwandplatine in Verbindung stehen. Diese enthält eine Bildverarbeitungsein­ heit 106, eine Zentralverarbeitungseinheit (CPU-Einheit) 108 und eine Speichereinheit 113, die im Stand der Technik als Bildspeicher zur Speicherung von Bilddatenfeldern bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einer Plattenspeichereinrichtung 111 und einer Bandlaufwerkseinrichtung 112 zur Speicherung von Bilddaten und Programmen verbunden und steht mit einer separa­ ten Systemsteuereinrichtung 122 über eine Hochgeschwindigkeits- Verbindungseinrichtung bzw. serielle Hochgeschwindigkeits- Verbindungsleitung 115 in Verbindung.

Die Systemsteuereinrichtung 122 enthält einen Satz von Einhei­ ten, die miteinander über eine Rückwandplatine verbunden sind. Diese enthalten eine CPU-Einheit 119 und eine Impulsgenerator- Einheit 121, die mit der Bedienerkonsole 100 über eine serielle Verbindungseinrichtung bzw. Verbindungsleitung 125 verbunden ist. Über diese Verbindungseinrichtung bzw. Verbindungsleitung 125 empfängt die Systemsteuereinrichtung 122 Befehle vom Bedie­ ner, die die durchzuführende Abtastfolge anzeigen. Die Impulsgenerator-Einheit 121 bedient die Systembestandteile, um die gewünschte Abtastfolge durchzuführen. Sie erzeugt Daten, die den Zeitpunkt, die Stärke und die Form der zu erzeugenden Hochfrequenz-Impulse (RF-Impulse) anzeigen, und den Zeitpunkt und die Länge des Datenerfassungsfensters. Die Impulsgenerator- Einheit 121 ist mit einem Satz von Gradientenverstärkereinrich­ tungen 127 verbunden, um den Zeitpunkt und die Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse anzuzeigen. Die Impulsgenerator-Einheit 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungssteuereinrichtung 129, die Si­ gnale von einer Anzahl von verschiedenen, mit dem Patienten verbundenen, Sensoreinrichtungen empfängt, wie beispielsweise EKG-Signale von Elektroden oder Atemsignale von einem Blase­ balg. Schließlich ist die Impulsgenerator-Einheit 121 mit einer Abtastraum-Schnittstellenschaltungseinrichtung 133 verbunden, die Signale von zahlreichen Sensoreinrichtungen empfängt, die mit dem Zustand des Patienten und des Magnetsystems in Verbin­ dung stehen. Auch empfängt ein Patientenpositionierungssystem 134 über die Abtastraum-Schnittstellenschaltungseinrichtung 133 Befehle, den Patienten zu der für die Abtastung gewünschten Position zu bewegen.

Die von der Impulsgenerator-Einheit 121 erzeugten Gradientensi­ gnalformen werden an ein Gradientenverstärkereinrichtungssystem 127 mit G_x-, G_y- und G_z-Verstärkereinrichtungen angelegt. Jede Gradientenverstärkereinrichtung erregt eine entsprechende Gra­ dientenspule in einer im allgemeinen mit 139 bezeichneten An­ ordnung, um die zur Positions-Kodierung erfaßter Signale ver­ wendeten Magnetfeld-Gradienten zu erzeugen. Die Gradientenspu­ lenanordnung 139 bildet einen Teil einer Magnetanordnung 141, die einen Polarisationsmagneten 140 und eine Ganzkörper- Hochfrequenz-Spule (Ganzkörper-RF-Spule) 152 enthält. Eine Sende-/Empfangs-Einheit 150 in der Systemsteuereinrichtung 122 erzeugt Impulse, die von einer Hochfrequenz-Verstärkerein­ richtung (RF-Verstärkereinrichtung) 151 verstärkt werden und über eine Sende-/Empfangsschaltereinrichtung 154 zu der Hoch­ frequenzspule 152 gekoppelt werden. Die sich ergebenden, von den erregten Kernen in dem Patienten abgestrahlten Signale kön­ nen durch dieselbe Hochfrequenzspule 152 erfaßt und über die Sende-/Empfangsschaltereinrichtung 154 zu einer Vorverstärke­ reinrichtung 153 gekoppelt werden. Die verstärkten kernmagneti­ schen Resonanz-Signale werden in dem Empfangsteil der Sende-/ Empfangs-Einheit 150 demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Die Sende-/Empfangsschaltereinrichtung 154 wird mittels eines Signals von der Impulsgenerator-Einheit 121 gesteuert, um die Hochfrequenz-Verstärkereinrichtung 151 während der Sendebe­ triebsart elektrisch mit der Hochfrequenzspule 152 und während der Empfangsbetriebsart mit der Vorverstärkereinrichtung 153 zu verbinden. Die Sende-/Empfangsschaltereinrichtung 154 ermög­ licht auch den Gebrauch einer separaten Hochfrequenzspule (beispielsweise einer Kopfspule oder einer Oberflächenspule) entweder in der Sende- oder Empfangsbetriebsart.

Die durch die Hochfrequenzspule 152 aufgenommenen Magnetreso­ nanzsignale werden mittels der Sende-/Empfangs-Einheit 150 di­ gitalisiert und zu einer Speicher-Einheit 160 in der System­ steuereinrichtung 122 übertragen. Wenn die Abtastung vollstän­ dig ist und das gesamte Datenfeld in der Speicher-Einheit 160 erfaßt wurde, wendet eine Feldverarbeitungseinrichtung 161 eine Fourier-Transformation auf die Daten in ein Feld von Bilddaten an. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbindungsein­ richtung bzw. Verbindungsleitung 115 zu dem Computersystem 107 zugeführt, wo sie in der Plattenspeichereinrichtung 111 gespei­ chert werden. Ansprechend auf von der Bedienerkonsole 100 emp­ fangene Befehle können diese Bilddaten auf der Bandlaufwerk­ seinrichtung 112 archiviert oder mittels der Bildverarbeitungs­ einrichtung 106 weiter verarbeitet und der Bedienerkonsole 100 zugeführt und auf der Anzeigeeinrichtung 104 dargestellt wer­ den. Bezüglich einer genaueren Beschriebung der Sende-/ Empfangs-Einheit 150 wird auf die US-Patente Nr. 4 952 877 und 4 992 736 verwiesen.

Gemäß Fig. 2 verwendet die Herzerfassung eine Reihe von schnel­ len Gradienten-Echo-Impulsfolgen, wobei die Wiederholzeit TR jeder Gradienten-Echo-Impulsfolge zwischen 6 und 15 ms liegt, abhängig von der Art der verfügbaren Gradienten-Hardware und gewählten Abbildungsparametern. Diese Impulsfolgen werden wäh­ rend des Intervalls zwischen den Herztriggersignalen 200, be­ zeichnet als das R-R-Intervall, ausgeführt. Die Länge des R-R- Intervalls ist eine Funktion des Herzschlags des Patienten, aber liegt typischerweise in der Größenordnung von einer Sekunde.

Bei einer schnellen Herzerfassung unter Verwendung von Gradienten-Echos wird das R-R-Intervall in viele kurze Segmente aufgeteilt, wobei jedes Segment eine schnelle Gradienten- Erfassungs-Impulsfolge mit einem nominellen Kipp-Winkel von zwischen 20° bis 40° ist. Jedes schnelle Gradienten-Echo- Segment erfaßt ein kernmagnetisches Resonanz-Signal, das eine einzelne Linie des k-Raums darstellt, die manchmal als eine phasenkodierte Ansicht oder eine "Ansicht" bezeichnet wird. Benachbarte schnelle Gradienten-Echo-Segmente werden weiterhin in Gruppen von n kombiniert, wobei n typischerweise zwischen 1 und 8 liegt. "n" wird häufig als die Anzahl der phasenkodierten Ansichten pro Gruppe bezeichnet. Die Daten von jeder Gruppe tragen zur Erzeugung eines Bilds mit verschiedenen zeitlichen Phasen des Herzzyklus (R-R-Intervall) bei. Der zeitliche Ort dieser Phasenbilder hängt von der relativen Zeit von dem Herz­ trigger (R-Zacke) 200 zur Mitte jeder Gruppe der schnellen Gradienten-Echo-Segmente ab. Gemäß Fig. 2 bildet die erste Gruppe der Segmente die Gruppe 201, die Ansichten von einem ersten k-Raum Datensatz 202 erfaßt. Die nächste Gruppe der schnellen Gradienten-Echo-Segmente bildet eine andere Gruppe 203, die Ansichten bei einer zweiten Herzphase für einen zwei­ ten k-Raum Datensatz 204 erfaßt, und eine dritte Gruppe von Segmenten bildet eine andere Gruppe 205, die Ansichten von einem dritten k-Raum Datensatz 206 erfaßt. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird jedes der drei bei den separaten Herz­ phasen 1, 2 und 3 erfaßten Bilder auch aus separaten Schnittor­ ten im Patienten erfaßt. Als Ergebnis davon hat die Spin- Magnetisierung in jedem Schnitt die Gelegenheit sich für beinahe einen Herzzyklus (≈ 1 Sekunde) zwischen der Erfassung von jeder aufeinanderfolgenden Gruppe von Ansichten zu entspannen.

Die Anzahl von Herzphasen (oder die Anzahl von bei der Einzel- Phasen Viel-Schnitt Erfassung erfaßten Schnittorten), die wäh­ rend einer Erfassung abgebildet wird, hängt von der Anzahl der Gruppen von n phasenkodierten Ansichten pro Gruppe ab, die in das R-R-Intervall des Patienten passen können. Acht schnelle Gradienten-Echo-Segmente werden nominell ausgewählt, um eine Gruppe zu bilden, da dies einen Kompromiß zwischen der zeitli­ chen Auflösung jedes Bilds (definiert als die zur Erfassung von Daten von einer Gruppe von 8 Segmenten erforderliche Zeit) und der gesamten Bilderfassungszeit darstellt. Da nominell 128 An­ sichten für die Bildung eines vollständigen Bilds erforderlich sind, bedeutet die Verwendung von 8 Segmenten pro Gruppe, daß 8 Ansichten des k-Raums pro Herztrigger erfaßt werden. Daher sind 16 Herztrigger erforderlich, um die Datenerfassung für ein her­ kömmliches Magnetresonanz-Abbildungsbild zu vervollständigen, also eine Zeit, die innerhalb der Fähigkeit der meisten Patien­ ten zum Luftanhalten liegt.

Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel mit 8 phasenkodierten Ansichten pro Gruppe sind nach 16 Herzschlägen alle 128 phasen­ kodierten Ansichten für jeden Datensatz 202, 204 und 206 er­ faßt. Jeder k-Raum Datensatz 202, 204 und 206 wird dann verwen­ det, um ein Bild zu rekonstruieren, indem eine zweidimensionale Fourier-Transformation durchgeführt wird, wie es dem Fachmann wohlbekannt ist. Die sich ergebenden Bilder stellen das Herz an drei Schnitt-Orten und aufeinanderfolgenden Phasen des Herzzy­ klus dar, in Fig. 2 als Phase 1, Phase 2 und Phase 3 bezeich­ net. Es ist auch zu beachten, daß beim bevorzugten Ausführungs­ beispiel die bezeichnete Phase 1, Phase 2 und Phase 3 auch ei­ nen bezeichneten Ort 1, Ort 2 bzw. Ort 3 darstellen.

Gemäß Fig. 3 erfaßt die im bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung verwendete schnelle Impulsfolge das S+ kernmagnetische Resonanz-Signal und ist im Stand der Technik als eine Gradienten-nachfokussierte erfaßte quasistationäre (gradient refocused acquired steady-state; im folgenden als GRASS bezeichnet) Folge bekannt. Ein G_z-Schnittauswahl-Gradient 20 wird zusammen mit einem auswählenden Hochfrequenz- Erregungsimpuls 21 mit einem nominellen Kipp-Winkel von 20° bis 40 angelegt. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist eine kurze TE-Zeit (Echo-Zeit) wünschenswert, um fluß-induzierte Phasenverschiebungs-Effekte zu minimieren. Kurze TE-Zeiten sind, unabhängig davon, ob eine Fluß-Kompensation verwendet wird, bevorzugt. Die TR-Zeit (Wiederholzeit) sollte auch so kurz wie möglich sein, um räumliche Unschärfe-Artefakte von Bewegung gemittelt über die zur Erfassung von Daten für eine einzelne Gruppe von Ansichten erforderliche Zeit zu minimieren. Ein Ver­ fahren zur Verringerung der Folge TR besteht darin, ein Teil- Echo zu verwenden. Zur Verringerung der TR auf 6,8 ms wird eine Teil-Echo-Erfassung von 160 Frequenz-kodierten-Datenabtastungen während eines Datenerfassungsfensters 22 erfaßt und ein G_x Auslese-Gradient 24 bildet den gewünschten Ansichtsbereich. Eine effektive Auflösung in der Frequenz-Kodierungsrichtung (x-Achse) von 256 wird durch Verwendung einer Trägerfrequenz­ überlagerten bzw. homodinen Bildrekonstruktion erreicht, wie im US-Patent Nr. 5 168 227, eingereicht am 1. Mai 1991, mit dem Titel "High Resolution Imgaging Using Short TE and TR pulse Sequences With Asymmetric NMR Echo Acquisition" beschrieben. Während der Erfassung jedes Schnitts werden die G_y phasenkodie­ rende Gradientenimpulse 23 stufenweise auf 128 diskrete Werte eingestellt, um eine entsprechende Anzahl von "Ansichten" zu erfassen. Mit acht während jedes Herzzyklus erfaßten Ansichten kann das vollständige Bild in einer Abtastung von 14 bis 16 Sekunden erhalten werden.

Gemäß Fig. 2 stellt sich die Längs-Magnetisierung während Er­ fassungen in aufeinanderfolgenden Herzzyklen deutlich wieder her. Als Folge davon besteht ein geringer Unterschied zwischen mittels sich in T₁ Relaxationszeiten unterscheidenden Spins erzeugten kernmagnetischen Resonanz-Signalen (NMR-Signalen) und geringer Bildkontrast zwischen Geweben wie beispielsweise dem Myokard bzw. Herzmuskel und fließendem Blut. Um einen derar­ tigen Kontrast auszubilden, ist es wünschenswert, die Längsma­ gnetisierung in ein dynamisches Gleichgewicht zu steuern, in dem Spin-Arten mit kurzer T₁ viel größere kernmagnetische Resonanz-Signale erzeugen werden als Spin-Arten mit langer T₁. Dies kann durch Durchführung von Dummy-Impulsfolgen bzw. Schein-Impulsfolgen (die im Stand der Technik als "Disdaqs" bezeichnet werden) erreicht werden, in denen die Impulsfolge durchgeführt wird, aber kein kernmagnetisches Resonanz-Signal erfaßt wird. Wie durch die durchgezogene Linie 30 in Fig. 4 gezeigt, erfordert dies 18 bis 20 Disdaq-Folgen, um die Längs­ magnetisierung auf den durch eine Linie 31 gezeigten dynami­ schen Gleichgewichtspegel zu steuern. Dies ist unbefriedigend, da es die zur Erfassung jeder Gruppe von acht Ansichten erfor­ derliche Zeit um mehr als einen Faktor drei vergrößert.

Eine Lehre der vorliegenden Erfindung besteht darin, daß der dynamische Gleichgewichtszustand der Magnetisierung durch Ver­ wendung eines anfänglichen Hochfrequenz-Erregungsimpulses mit einem sehr großen Kipp-Winkel, um die Magnetisierung in eine Sättigung zu bringen, schneller erreicht werden kann. Dieser anfängliche Hochfrequenz-Erregungsimpuls, bezeichnet als ein Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls, hilft, die Annäherung an den dynamischen stabilen Gleichgewichtszustand von unter halb des dynamischen Gleichgewichtspegels, wie durch Linie 31 ange­ zeigt, zu steuern.

So wie der dynamische Gleichgewichtszustand bei schnellen Gradienten-Echo-Impulsfolgen mit kurzen TR Zeiten ein kleiner Bruchteil der verfügbaren Längsmagnetisierung Mo ist, erfordert es eine viel kürzere Zeit, das dynamische Gleichgewicht von einem kleinen Wert Mz aus zu erreichen, als von einem Wert Mz, der nahe Mo liegt. Dies wird in Fig. 4 veranschaulicht, wo die gestrichelte Linie 32 die Wirkung des Hochfrequenz-Beschleuni­ gungs-Impulses zeigt, der die Magnetisierung in ungefähr 5 bis 8 TR Perioden, im Vergleich zu 18 bis 20 TR Perioden, in einen quasistationären Zustand steuert. Der Hochfrequenz-Beschleu­ nigungs-Impuls besitzt einen nominellen Kipp-Winkel von 90°.

Eine weitere Lehre der vorliegenden Erfindung besteht darin, daß die Datenerfassung um eine oder mehrere Disdaq-Perioden nach dem Anlegen des Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impulses ver­ zögert werden kann. Auf diese Weise scheint die Magnetisierung während der Datenerfassung der Gruppe von Ansichten den dynami­ schen Gleichgewichtszustand auch schneller zu erreichen. Dies wird durch die strich-punktierte Linie 33 veranschaulicht, die die Annäherung an den quasistationären Zustand für den Herzmus­ kel folgend auf einen 90° Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls und zwei Disdaqs zeigt.

Wiederum gemäß Fig. 2 wird die vorliegende Erfindung auf eine schnelle Herz-gesteuerte Erfassung angewendet, indem ein Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls 210 und zwei Disdaqs 212 zu jeder Impuls-Folge-Gruppe 201, 203 und 205 hinzugefügt werden. Ein Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls 210 wird als ein schnelle Gradienten-Echo-Impulsfolge, wie in Fig. 3 gezeigt, angelegt, aber es werden keine kernmagnetischen Resonanz-Daten erfaßt. Ein Vorteil der Steuerung der Längsmagnetisierung zum Gleichgewicht mit derselben Impulsfolge, die nachfolgend zur Erfassung von kernmagnetischen Resonanz-Daten verwendet wird, besteht darin, daß irgendwelche Wirbelströme, die durch die schnell schaltenden Gradientenfelder hervorgerufen werden, eine Gelegenheit zur Stabilisierung vor der Erfassung der kernmagne­ tischen Resonanz-Daten besitzen. Dies verringert Phasenfehler in den erfaßten Daten, die anderenfalls Bild-Artefakte erzeugen könnten.

Beim bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung besitzt der Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls 210 eine 90° Kipp-Winkel. In der Tat kann eine wesentliche Verbesserung mit einem Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls mit einem Kipp-Winkel zwi­ schen 60° und 140° erreicht werden. Jedoch wird der T₁ Kontrast von Geweben verbessert, wenn größere Kipp-Winkel verwendet werden, und das Signal-Rausch-Verhältnis der erfaßten kernma­ gnetischen Resonanz-Signale wird verbessert, wenn kleinere Kipp-Winkel verwendet werden. Ein Kipp-Winkel von ungefähr 90° bildet einen optimalen Kompromiß zwischen diesen zwei miteinan­ der im Widerstreit stehenden Durchführungsparametern.

Die Anzahl von Disdaq-Folgen 212, die auf den Hochfrequenz- Beschleunigungs-Impuls 210 folgen, wird durch eine Reihe von Faktoren bestimmt. Ein Zwischenzeitraum ist nach dem Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls 210 erforderlich, um eine Entwicklung von Gewebeunterscheidung aufgrund verschiedener T₁ Relaxationszeiten zu ermöglichen. Dies ist ähnlich der TI Zeit bei einem Umkehr-Wiederherstellungs-Versuch, außer, daß der Zeitraum im vorliegenden Fall eine Größenordnung kürzer ist. Die Wahl von zwei Disdaqs 212 erfolgt, da diese eine Entwick­ lung des T₁ Kontrasts erlaubt, die Längsmagnetisierung zu einem dynamischen Gleichgewicht hin steuert und die Anzahl der Im­ pulsfolgen in jeder Gruppe 201, 203 und 205 nicht über Gebühr verlängert. Eine Zunahme der verwendeten Anzahl von Disdaqs 212 wird den T₁ Kontrast verbessern und Bild-Artefakte im Ausmaß der verlängerten Abtastzeit oder einer Verringerung in der An­ zahl von während der Abtastung erfaßten Schnitte verringern.

Da die Magnetisierung während der Annäherung an das quasista­ tionäre Gleichgewicht abgetastet wird, wird eine ungleiche Ge­ wichtung der verschiedenen erfaßten Ansichten auftreten. Diese veränderliche Gewichtung dient als k-Raum-Filter, das mit zur Bildunschärfe beiträgt. Um diesen Effekt zu minimieren, wird für alle die Hochfrequenz-Impulse innerhalb einer Gruppe, ein­ schließlich der Disdaqs, ein veränderliches Kipp-Winkel-Schema verwendet.

Die veränderlichen Kipp-Winkel werden unter Verwendung einer von den Bloch-Gleichungen erhaltenen Formel berechnet, unter der Annahme, daß die gesamte Quermagnetisierung vernichtet wird. Für konstante Werte der Quermagnetisierung werden die Kipp-Winkel wie folgt berechnet:

wobei n = Disdaqs, . . . , 0, 1, 2, . . . , m+p, p = Anzahl von Ex­ traansichten zur Berechnung des veränderlichen Kipp-Winkels und α_n=m+p = Ziel-Kipp-Winkel. Es ist zu beachten, daß M_n die Längskomponente der Magnetisierung von dem n-ten Hochfrequenz- Impuls ist. Dies ist ähnlich dem veränderlichen Kipp-Winkel- Schema, das McKinnon (McKinnon GC; Magn. Reson. Med. 1993; 30: 609-616) verwendet. Um geringfügig größere Kipp-Winkel zu er­ zeugen und gleiche Gewichtung der k-Raum Ansichten immer noch beizubehalten, kann auch eine Näherung von Gleichung (1) ver­ wendet werden. Wenn TR « T₁, kann der Exponential-Term im Zäh­ ler vernachlässigt werden:

wobei Gleichung (2) eine veränderliche Kipp-Winkel-Reihe mit geringfügig größeren Kipp-Winkels als Gleichung (1) erzeugt. Wie in Fig. 6 gezeigt, ist das durch Gleichung (2) erzeugte Signal (gestrichelte Linie 43) fast identisch mit dem Signal unter Verwendung von Gleichung (1) (durchgezogene Linie 41). Die entsprechende Längsmagnetisierung ist auch für Gleichung (2) (gestrichelte Linie 42) und Gleichung (1) (durchgezogene Linie 40) gezeigt. Nennwerte von T₁ = 300, M_o = 0,6 und p = 1 wurden bestimmt, um bei 1,5T optimale Ergebnisse zu erhalten.

Entweder Gleichung (1) oder Gleichung (2) können ohne Verlust an Bildqualität verwendet werden. Beim bevorzugten Ausführungs­ beispiel wird Gleichung (2) sich wiederholend angewendet und die Kipp-Winkel der Disdaqs 212 werden auch in die Berechnung von tan α_n-1 eingeschlossen.

Wie in Fig. 5 gezeigt, enthält jede Gruppe von Impulsfolgen eine 90° Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impulsfolge 210, gefolgt von zwei Disdaq-Impulsfolgen 212 und acht Datenerfassungs- Impulsfolgen 214. Die Kipp-Winkel der in den Disdaqs und den Datenerfassungs-Impulsfolgen 214 verwendeten Hochfrequenz- Erregungsimpulse 21 (Fig. 3) werden durch Gleichung (1) be­ stimmt. Der Ziel-Kipp-Winkel ist typischerweise im Bereich von 20° bis 40°, um den besten Kontrast und das beste Signal- Rausch-Verhältnis zu erhalten und dieser Kipp-Winkel wird typi­ scherweise in der n-ten Datenerfassungs-Impulsfolge 214 er­ reicht, wobei n = Anzahl von Ansichten in einer Gruppe.

Während die vorliegende Erfindung inbesondere bei einer schnel­ len Herz-gesteuerten kernmagnetischen Resonanz-Abtastung nütz­ lich ist, um schnell ein dynamisches Gleichgewicht der Magneti­ sierung herzustellen und den T₁ Kontrast zu erhöhen, kann sie auch bei anderen Anwendungen verwendet werden. Beispielsweise kann der Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls und eine Reihe von Disdaqs vor einer echo-planaren Abbildungsfolge (EPI-Folge) verwendet werden, um den T₁ Kontrast ohne bedeutende Erhöhung der Abtastzeit zu verbessern. Diese und andere Anwendungen der vorliegenden Erfindung sind für den Fachmann offensichtlich.

Eine schnelle Gradienten-Echo, Herz-gesteuerte kernmagnetische Resonanz-Abtastung wird mittels Erfassung von Gruppen von An­ sichten während jedes Herzzyklus durchgeführt. Jeder Gruppe von Ansichten gehen ein Beschleunigungs-Hochfrequenz-Impuls und Disdaq-Impulsfolgen vorher, um den T₁ Kontrast zu verbessern und die Spin-Magnetisierung schnell in ein dynamisches Gleich­ gewicht zu steuern.

Claims (12)

1. Verfahren zum Erfassen von kernmagnetischen Resonanz-Daten zum Erzeugen eines Bilds eines Objekts mit verbessertem Kon­ trast, mit den Schritten:

• a) Unterwerfen eines Objekts unter ein Polarisationsmagnetfeld (140),
• b) Anlegen eines Beschleunigungs-Hochfrequenz-Felds (210) an das Objekt, mit einem Kipp-Winkel im Bereich von 60° bis 140°,
• c) Durchführen einer Disdaq-Impulsfolge (212), die ein Anlegen eines Hochfrequenz-Felds an das Objekt, mit einem Kipp-Winkel im wesentlichen kleiner als der Kipp-Winkel des Beschleuni­ gungs-Hochfrequenz-Felds, enthält,
• d) Durchführen einer Reihe von kernmagnetischen Resonanz-Mes­ sungen (214), bei denen eine Quermagnetisierung mittels eines Erregungs-Hochfrequenz-Felds (21) erzeugt wird und ein durch die Quermagnetisierung erzeugtes kernmagnetisches Resonanz- Signal erfaßt wird, und
• e) Wiederherstellen eines Bilds aus den erfaßten kernmagnetis­ chen Resonanz-Signalen (161).

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei eine Vielzahl von Disdaq-Impulsfolgen (212) vor dem Durchführen der kernmagnetischen Resonanz-Messsungen (214) durchgeführt wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Beschleunigungs-Hochfrequenz-Feld (210) einen Kipp-Winkel von im wesentlichen 90° aufweist.

4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Reihe von kernmagnetischen Resonanz-Messungen (214) unter Verwendung einer Reihe von schnellen Gradienten-Echo- Impuls­ folgen (Fig. 3) durchgeführt wird.

5. Verfahren nach Anspruch 4, wobei die Disdaq-Impulsfolge (212) eine schnelle Gradienten-Echo- Impulsfolge ist.

6. Verfahren nach Anspruch 5, wobei das Beschleunigungs-Hochfrequenz-Feld (210) als Teil einer schnellen Gradienten-Echo-Impulsfolge angelegt wird.

7. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Schritte a) bis d) eine Vielzahl von Malen durchgeführt werden, bevor ein Bild aus den erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Signalen wiederhergestellt wird.

8. Verfahren nach Anspruch 1, wobei in Schritt c) eine Vielzahl von Disdaq-Impulsfolgen (212) durchgeführt wird.

9. Verfahren nach Anspruch 1, wobei in Schritt c) zwei Disdaq-Impulsfolgen (212) durchgeführt werden.

10. Verfahren nach Anspruch 8, wobei
die in Schritt d) durchgeführte Reihe von kernmagnetischen Resonanz-Messungen (214) eine Reihe von schnellen Gradienten- Echo-Impulsfolgen (Fig. 3) ist.

11. Verfahren nach Anspruch 10, wobei acht schnelle Gradienten-Echo-Impulsfolgen durchgeführt werden.

12. Vorrichtung zur Erfassung von kernmagnetischen Resonanz- Daten zur Erzeugung eines Bilds eines Objekts mit verbessertem Kontrast, mit:

• a) einem Polarisationsmagneten (140) zur Erzeugung eines Pola­ risationsmagnetfelds und zur Unterwerfung eines Objekts unter das Polarisationsmagnetfeld,
• b) einer Einrichtung zur Erzeugung eines Beschleunigungs-Hoch­ frequenz-Felds (210) mit einem Kipp-Winkel im Bereich von 60° bis 140° und zum Anlegen des Beschleunigungs-Hochfrequenz-Felds an das Objekt,
• c) einer Einrichtung zur Erzeugung einer Disdaq-Impulsfolge (212) und zur Durchführung der Disdaq-Impulsfolge, wobei ein Hochfrequenz-Feld an das Objekt angelegt wird und dieses Hoch­ frequenz-Feld einen Kipp-Winkel aufweist, der im wesentlichen kleiner als der Kipp-Winkel des Beschleunigungs-Hochfrequenz- Felds ist,
• d) einer Einrichtung zur Durchführung einer Reihe von kernma­ gnetischen Resonanz-Messungen (214), die eine Quermagnetisie­ rung mittels eine Erregungs-Hochfrequenz-Felds (21) erzeugt und ein durch die Quermagnetisierung erzeugtes kernmagnetisches Resonanz-Signal erfaßt, und
• e) einer Einrichtung zur Wiederherstellung eines Bilds aus den erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Signalen (161).