DE3317318A1

DE3317318A1 - Verfahren zur tomopraphie eines objektes unter anwendung der magnetischen kernresonanz

Info

Publication number: DE3317318A1
Application number: DE19833317318
Authority: DE
Inventors: Jean 78660 Ablis Bossaert
Original assignee: Thomson CSF SA
Current assignee: Thales SA
Priority date: 1982-05-14
Filing date: 1983-05-11
Publication date: 1983-11-17
Also published as: US4551679A; FR2526968A1; GB2121188A; GB8312803D0; NL8301734A; GB2121188B; JPS58213241A; FR2526968B1

Description

Patentanwälte ·'. European Patent Attoj-rreys OO I / ο ι

München Stuttgart

THOMSON - CSF ^{11>
Mai 1983}

173, Bd. Haussmann
75008 Paris / Frankreich

Unser Zeichen: T 3607

Verfahren zur Tomographie eines Objektes unter Anwendung der magnetischen Kernresonanz

Die Erfindung betrifft ein Tomographieverfahren, insbesondere ein Verfahren zur Tomographie eines Objektes unter Anwendung der magnetischen Kernresonanz, welches eine schnelle Erfassung des gewählten Schnittbildes ermöglicht.

Bekanntlich ist es möglich, ein Schnittbild eines Gegen-Standes zu rekonstruieren, indem der Kernparamagnetismus der Atome eines gewählten Elementes des Gegenstandes (z.B. Wasserstoff) gemessen wird, unter der Bedingung, daß ein magnetisches Resonanzphänomen der Atomkerne hervorgerufen wird (denn der Kernparamagnetismus ist ein so kleiner Effekt, daß er nur durch ein Resonanzphänomen erfaßt werden kann), und daß die Wirkungen des rotierenden Magnetfeldes gemessen werden, das von den so angeregten Kernen ausgeht. Die Spektralanalyse des ausgestrahlten Magnetfeldes ermöglicht die Ableitung der Verteilung der Atome des gewählten Elementes in dem untersuchten Gegen-

HD/Ma

stand, so daß ein Bild der inneren Struktur dieses Gegenstandes erhalten werden kann. Um ein Bild zu rekonstruieren, kann z.B. die Resonanz nur in einer Ebene des Gegenstandes angeregt werden, indem ein Magnetfeldgradient dem Richtfeld überlagert wird, in welchem sich der Gegenstand befindet, gleichzeitig mit der Anregung, und indem das aus der gewählten Ebene erhaltene Signal in eine bestimmte Anzahl von Linien oder Zeilen unterteilt wird, indem ein weiterer Magnetfeldgradient gleichzeitig mit der Messung des Resonanzphänomens überlagert wird und eine Fourieranalyse des empfangenen Signals vorgenommen wird. In der folgenden Beschreibung ist unter einer "Ebene" ein Bereich mit einer gewissen Dicke zu verstehen, die zwangsläufig gegeben ist. In Wirklichkeit handelt es sich um Scheiben, die in dem Raum des Richtfeldes liegen, in das der zu untersuchende Gegenstand eingebracht wurde. Gleichermaßen ist eine "Linie", die durch den Schnitt zweier "Ebenen" bestimmt ist, in Wirklichkeit ein Volumen geringer Schnittfläche, das sich in einer bestimmten Richtung des Raumes erstreckt. Der erstgenannte Gradient (Emissionsgradient) ist senkrecht zu der gewählten Ebene gerichtet, während der zweite obengenannte Gradient (Empfangsgradient) parallel zu dieser Ebene gerichtet ist. Wenngleich durch die Fourieranalyse eine Differenzierung zwischen mehreren Linien ermöglicht wird, können jedoch einzelne Punkte dieser Linien (d.h. die verschiedenen Elementarvolumina) nicht in einem einzigen Vorgang voneinander unterschieden werden. Es wird daher in analoger Weise vorgegangen wie bei der Röntgenstrahlen-Tornodensitometrie. Das Phänomen wird mehrfach erneuert, indem jedesmal die Richtung des Gradienten beim Empfang geändert wird und indem ein Algorithmus zur Rekonstruktion des Bildes der Ebene angewendet wird.

J j ι / j ι ö

Ein anderes bekanntes, von Hutchison und Mallard beschriebenes Verfahren besteht darin, nicht etwa das am Ende der Anregung empfangene Signal zu messen und zu analysieren, sondern das Spinecho desselben, das unter besonderen Bedingungen abgeleitet wird. Das Spinecho ist ein wohlbekanntes Phänomen, das sich in dem Wiedererschei nen des magnetischen Kernresonanzsignals äußerst, insbesondere wenn diese wenigstens zwei aufeinanderfolgenden Anregungssequenzen ausgesetzt wurden.

Die Tomographieebene wird in der vorstehend genannten Weise während einer ersten Anregung gewählt, indem gleichzeitig mit dieser ein Gradient wirksam wird.

Die Intensität und die Dauer der ersten Anregung sind so bestimmt, daß die magnetischen Momente um 90° in der Tomographieebene verschwenkt werden. Ferner wird ein weiterer Gradient parallel zur Tomographieebene in einer solchen Richtung angewendet, daß Phasenverschiebungen zwischen den magnetischen Momenten auftreten, die zu verschiedenen "Linien" der Ebene gehören. Durch diese Maßnahme wird somit zwischen einer Mehrzahl von Linien in der Tomographieebene differenziert, bevor diese der zweiten Anregung ausgesetzt wird, deren Intensität und Dauer so bestimmt sind, daß eine zusätzliche Verschwenkung der Magnetmomente um einen Winkel von 180° hervorgerufen wird, so daß anschließend ein Spinecho entsteht. Ein zur Tomographieebene paralleler Gradient, der senkrecht zu dem Gradienten ist, welcher die Phasenverschiebungen zwischen den Linien hervorruft, wird gleichzeitig beim Empfang des Spinechos angewendet. Die Fourieranalyse des Spinechosignals ist aber noch nicht ausreichend, um in einem einzigen Vorgang die Antwortsignale der verschiedenen Punkte der verschiedenen Linien voneinander zu trennen. Der oben angegebene Elementarzyklus muß mehrfach wiederholt werden, indem jeweils nicht die Richtung, sondern der Wert des Gradienten verändert wird,

der die Phasenverschiebungen zwischen den Linien hervorgerufen hat. Dieses Verfahren erfordert einen weiteren, relativ aufwendigen Rekonstruktionsalgorithraus, denn das analysierte Spinechosignal ist repräsentativ für alle Magnetmomente der Tomographieebene. Dieses Spinechosignal ist relativ schwach.

Es ist ferner zu beachten, daß bei den beiden bekannten Verfahren die Tomographie stets in einer Ebene vorgenommen wird, die während einer Anregungsphase gewählt wird. Es ist daher erforderlich, eine Ruhezeit einzuhalten, die der Relaxationszeit des betrachteten Elementes nach jedem Elementarzyklus entspricht, damit die Magnetmomente der Atome in der jeweils gewählten Ebene ihren Gleichgewichtszustand wieder einnehmen. Wenn diese Ruhezeit (die etwa eine Sekunde betragen kann) nicht eingehalten wird, ist das Empfangssignal sehr schwach und kann nicht ausgewertet werden. Die erforderliche Zeit zur Erfassung einer ausreichenden Anzahl von Zeilen, um ein Bild zu rekonstruieren, kann daher mehrere Minuten betragen, was störend ist.

Das erfindungsgemäße Verfahren behebt sämtliche oben angegebenen Mangel. Insbesondere ermöglicht es das erfindungsgemäße Verfahren, ein Spinechosignal zu erhalten, das direkt repräsentativ für eine Linie der Tomographieebene ist, so daß die Fourieranalyse dieses Signals eine direkte Rekonstruktion des Bildes dieser Linie ermöglicht, ohne einen komplexen Rekonstruktionsalgorithmus anwenden zu müssen. Durch die Erfindung wird ferner ein Verfahren geschaffen, bei dem es nicht erforderlich ist, die oben angegebene Ruhezeit nach der Erfassung jeder Linie einzuhalten.

Durch die Erfindung wird also ein Verfahren zur Tomographie eines Objektes unter Anwendung der magnetischen Kernresonanz geschaffen, das darin besteht, ein magneti-

J J I / J lö

sches Kernresonanzphänomen in den Atomen eines gewählten Elementes des Objektes zu erzeugen, welches in ein magnetisches Richtfeld eingebracht ist, daß anschließend die Eigenschaften des rotierenden Magnetfeldes gemessen ρ- werden, das von diesen Atomen abgestrahlt wird, um daraus eine Darstellung ihrer Verteilung in dem Objekt abzuleiten, wobei das Verfahren dadurch gekennzeichnet ist, daß ein Bild zeilenweise rekonstruiert wird, indem jede Zeile als Schnitt zweier Ebenen gewählt wird, die durch zwei

jQ Magnetfeldgradienten ausgewählt sind, welche jeweils gleichzeitig mit zwei aufeinanderfolgenden Anregungssequenzen angewendet werden, die geeignet sind, anschlies send ein Spinechophänomen hervorzurufen, und indem dieses Spinechophänomen zur Erfassung der genannten Zeile ge-

jg messen wird.

Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform des Verfahrens werden jweils zwei Ebenen in zwei Gruppen von Ebenen bei jedem Erfassungszyklus für eine Zeile ausgewählt, wobei die jeweils ausgewählten beiden Ebenen von allen anderen verschieden sind, so daß die Oberfläche, die durch die Gesamtheit der Schnittlinien der jeweils zu zweit ausgewählten Ebenen definiert ist, nicht mit irgendeiner der genannten Ebenen übereinstimmt. Die Ebenen derselben Gruppe sind im wesentlichen zueinander parallel.

Weitere Merkmale und Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der folgenden Beschreibung von Ausführungsbeispielen und aus der Zeichnung, auf die Bezug genommen wird. In der Zeichnung zeigen:

Fig. 1 das übliche Verhalten der makroskopischen Resultierenden der magnetischen Momente einer Gruppe von Atomkernen beim Auftreten eines magnetischen Kernresonanzeffektes;

Fig. 2 ein Diagramm, welches die zeitliche und räumliche Entwicklung eines Magnetfeldgradienten darstellt;

Fig. 3 ein Diagramm, welches die üblichen Bedingungen t- ' darstellt, unter denen ein Spinechoeffekt erzeugt wird;

Fig. 4 eine Darstellung der Art und Weise, wie bei dem erfindungsgemäßen Verfahren die Linien der TomojQ graphieebene ausgewählt werden; und

Fig. 5 ein Zeitdiagramm, das einen Erfassungszyklus für eine Zeile bei dem erfindungsgemäßen Verfahren darstellt.

Es wird daran erinnert, daß die Beobachtung eines magnetischen Kernresonanzeffektes das Vorhandensein eines starken magnetischen Gleichfeldes H bzw. Richtfeldes, in welches der zu untersuchende Gegenstand eingebracht wird, ^und eines schwächeren rotierenden Änregungsfeldes H₁ voraussetzt, das zu dem Richtfeld H_n senkrecht ist und dessen Winkelgeschwindigkeit im Bereich Hertz'scher Wellen liegt. Bei fehlendem Anregungsfeld H₁ findet die makroskopische Resultierende M der magnetischen Momente einer Gruppe von Kernen eine Gleichgewichtslage, die parallel zu dem Richtfeld H ist. Es kann gezeigt werden, daß bei Anwesenheit eines Anregungsfeldes H₁ die Bewegung dieser makroskopischen Resultierenden M mit der einer Kreiselachse vergleichbar ist. Dies ist in Fig. 1 dargestellt. Da es sich um die Rekonstruktion eines Bildes einer gewählten Schnittfläche eines Gegenstandes handelt, kann angenommen werden, daß jedes kleine Elementarvolumen dieses Gegenstandes, welches einem Auflösungspunkt des Bildes entspricht, einem kleinen magnetischen Kreisel entspricht (hinsichtlich der magnetischen Eigenschaften der Atomkerne). Die Untersuchung der Bewegungen dieser "Kreisel" unter den oben angegebenen Bedingungen liefert

ο ο ι / ο ι

Informationen über die Konzentration der Atome des untersuchten Elementes in den verschiedenen Elementarvolumina des Gegenstandes, wobei das jeweilige Element (zumeist Wasserstoff) unter den übrigen Elementen im Hinblick auf die Bemessung der Winkelgeschwindigkeit des rotierenden Anregungsfeldes H₁ ausgewählt ist. In der Nähe der magnetischen Kernresonanz hängt die Prazessionsgeschwindigkeit der makroskopischen Resultierenden M von dem Wert des Richtfeldes ab. Der Verschwenkungswinkel hängt von der 0 Stärke und der Dauer des Anregungsfeldes ab. Eine Grundstruktur zur Ableitung eines Bildes unter Ausnutzung des magnetischen Kernresonanzeffektes enthält in der Praxis Mittel zur Erzeugung eines starken magnetischen Gleichfeldes (das Richtfeld H_n) in einem gegebenen Raum, in den der zu untersuchende Gegenstand eingebracht wird, wobei Anregungsspulen mit einem HF-Signal beaufschlagt werden, und diese Spulen in dem genannten Raum so angeordnet werden, daß das Anregungsfeld H*! erzeugt wird; ferner sind Empfängerspulen vorgesehen, die das schwache rotierende Magnetfeld erfassen, das von den angeregten Atomkernen zurückgestrahlt wird. Die Anlage wird vervollständigt durch Mittel zur Erzeugung von Magnetfeldgradienten in ausgewählten Raumrichtungen und zu den gewünschten Zeitpunkten. Eine solche, herkömmliche Anlage ist in der Zeichnung nicht dargestellt. Da das rückgestrahlte Magnetfeld sehr schwach ist, wird sequentiell vorgegangen, damit das von den Atomkernen abgestrahlte Feld nicht durch das Anregungsfeld H₁ verdeckt wird. Es findet also zunächst eine Anregungsphase zur Anregung der Atomkerne des gewählten Elementes statt, indem ein HF-Signal an die Erregerspule angelegt wird und das am Ende der Anregungsperiode abgestrahlte Magnetfeld gemessen wird, wobei die magnetischen Momente dann im Zustand freier Präzession sind. Beim Verschwinden des HF-Anregungssignals sind nämlich die magnetischen Momente alle um einen Winkel α in bezug auf das Richtfeld geneigt und rotieren mit der Winkelgeschwindigkeit ω. Die freie Prä-

Zession dauert während einer relativ langen Zeitspanne fort, bis die magnetischen Momente ihre Gleichgewichtslage parallel zu dem Richtfeld wieder einnehmen. Das an den Anschlüssen einer Empfängerspule erhaltene Signal ist im wesentlichen exponentiell gedämpft.

Wenn das Richtfeld H^ eine gute Gleichförmigkeit aufweist, reagieren sämtliche Atome des gewählten Elementes, die in dem in das Magnetfeld eingebrachten Gegenstand ent-

IQ halten sind, auf das Anregungsfeld, vorausgesetzt, daß dieses die richtige Winkelgeschwindigkeit aufweist. Es ist jedoch vorteilhaft, wenigstens eine Ebene des Gegenstandes auswählen zu können, da angestrebt wird, ein Bild einer Schnittfläche dieses Gegenstandes zu erhalten.

Herkömmlicherweise wird eine solche Ebene gleichzeitig mit der Anregungssequenz ausgewählt, indem dem Richtfeld H ein schwächeres Feld überlagert wird, das sich im Räume linear ändert und somit einen Feldgradienten ΔΗ« aufweist, der in einer ausgewählten Richtung des Raumes orientiert ist. Im Ergebnis wird der in den Raum eingebrachte Gegenstand virtuell in parallele Ebenen aufgeteilt, die senkrecht zur Richtung des Gradienten sind und für die der Betrag des Gesamtmagnetfeldes S = (H^ + ΔΗ*γ) konstant ist. Folglich entspricht jeder dieser Ebenen eine bestimmte Resonanzfrequenz, und nur diejenige Ebene, welche auf die Frequenz des Anregungsfeldes "abgestimmt" ist, ist Gegenstand eines magnetischen Resonanzeffektes und kann daher ein meßbares rotierendes Magnetfeld abstrahlen.

Dieser Magnetfeldgradient hat die Form (ΔΗ )t. Insbesondere wird er nur während eines Zeitintervalls gegebener Dauer erzeugt, die größer ist als die, während welcher das Anregungsfeld angelegt wird, und diese Dauer einschließt. Fig. 2 zeigt die Entwicklung des Gesamtmagnetfeldes 5 während dieses Zeitintervalls in Richtung des Anlegens des Gradienten, z.B. in der Richtung Ox. Es

ist ersichtlich, daß zu aufeinanderfolgenden Zeitpunkten t„, t., t₂ ... tg, t~ das Magnetfeld H sich im Räume linear entwickelt, mit einer Steigung, die von einer gleichförmigen Verteilung H ausgehend progressiv zunimmt, ein Maximum zum Zeitpunkt t₃ erreicht und anschließend abnimmt, um zum Zeitpunkt t_? wieder zu verschwinden. Das Anregungsfeld wird während eines kurzen Zeitintervalls (im Bereich des Zeitpunktes t ) erzeugt, währenddessen der Gradient im wesentlichen stabilisiert ^ist·

Die Maßnahme, während der Anregung eine Ebene ausgesucht zu haben, reicht jedoch nicht aus, um ein Bild dieser Ebene zu rekonstruieren, denn das nach der Anregungsphase erhaltene Signal gibt das Ansprechen der Gesamtheit aller in dieser Ebene angeregten Atomkerne wieder und ermöglicht es nicht, unmittelbar die Verteilung der Kerne in der Ebene abzuleiten. Es ist bekannt, verschiedene parallele Linien in dieser Ebene zu unterscheiden, indem ein gleichartiger Gradient wie der zuvor beschriebene während der Empfangsphase in einer Richtung hergestellt wird, die senkrecht zur Richtung der parallelen Linien ist, die unterschieden werden sollen. Unter diesen Bedingungen ist der Betrag des Gesamtfeldes H für jede Linie der Ebene konstant. Da die Kreisfrequenz ω der freien Kreiselpräzession direkt vom Wert des Gesamtfeldes abhängt, in dem sie sich befinden, strahlen alle den verschiedenen Punkten derselben Linie zugeordneten "Kreisel" ein rotierendes Magnetfeld mit einer ihnen eigenen Winkelgeschwindigkeit ab, die verschieden von der der benachbarten Linie ist. Das beim Empfang erfaßte Signal ist also die Resultierende eines Frequenzgemisches, und das Fourierspektrum dieses Signals ermöglicht eine Unterscheidung zwischen den "Antwortsignalen" der verschiedenen Linien der Ebene in einer gegebenen Richtung derselben, da jeder Linie eine gegebene Frequenz der Fouriertransformierten des Signals entspricht. Es müssen ledig-

lieh dieselben Anregungs-Empfangs-Operationen wiederholt werden, indem jedesmal die Richtung des Gradienten beim Empfang verändert wird, um Daten zu gewinnen, die zur Rekonstruktion eines Bildes ausreichen, indem ein Algorithmus angewendet wird, der analog dem in einem Tomodensitometer angewendeten ist.

Das von Hutchison und Mallard beschriebene, eingangs erwähnte Verfahren beruht auf der Ausnutzung des Spinechoeffektes. Dieser Effekt ist wohlbekannt und kann wie folgt erklärt werden« Am Ende einer Anregungsphase sind alle makroskopischen Elementarresultierenden M um denselben Winkel verschwenkt, der von der Anregungsdauer und der Intensität des Anregungsfeldes H₁ abhängt. Es kann z.B. angenommen werden, daß die Kreiselachsen alle um 90° verschwenkt wurden und mit derselben Kreisfrequenz ω in Phase miteinander rotieren. Ein die Resultierende dieser Bewegungen darstellendes Signal wird von den Meßwicklungen zu Beginn der Empfangsperiode erfaßt, also unmittelbar nach dem Verschwinden des Anregungsfeldes. Wie bereits erwähnt ifurde, wird dieses Signal relativ schnell gedämpft. Es ist wichtig zu beachten, daß diese schnelle Abnahme nicht bedeutet, daß die magnetischen Momente ihren Gleichgewichtszustand wiedergefunden haben (die Neigung verschwindet erst nach einer wesentlich längeren Zeit). Vielmehr beruht sie auf einer progressiven Phasenverschiebung der Präzessionsbewegungen der magnetischen Momente, die mit geringfügig voneinander verschiedenen Geschwindigkeiten rotieren, so daß die Resultierende des gemessenen rotierenden Feldes schnell verschwindet. Die verschiedenen "Kreisel" rotieren jedoch weiter mit im wesentlichen derselben Neigung gegenüber dem Gesamtfeld H. Wenn das Anregungsfeld erneut mit einer solchen Intensität und Dauer angelegt wird, daß eine zusätzliche Verschwenkung aller "Kreisel" um 180° über den Winkel hinaus verursacht wird, den sie nach dem ersten Anlegen des Anregungsfeldes aufweist, so entwickeln

'ό'ά'\Ίό

sich die Phasenverschiebungen der "Kreisel" in umgekehrtem Sinne wie vor der Umschwenkung. Die Kreisel durchlaufen somit einen Zustand, in dem sie erneut in Phase sind, entsprechend dem Zustand, den sie am Ende der ersten Anregungsphase durch das Anregungsfeld hatten. Es tritt somit ein nutzbares Signal auf, und dieses Signal beschreibt erneut und "symmetrisch" die Entwicklung des Signals, das am Ende der ersten Anregungsphase durch das Anregungsfeld erschienen ist, so daß dieses Signal also eine Amplitude aufweist, die bis zu einem maximalen Wert ansteigt, von dem aus es dann wieder bis zum Verschwinden abfällt, da die Phasen der "Kreisel" erneut bei freier Präzession auseinanderlaufen.

Fig. 3A zeigt die beiden HF-Sendesignale E₁ und E„, die an eine Spule angelegt werden, die das Anregungsfeld H. erzeugen soll, während Fig. 3B den Verlauf der Signale S , S₂ zeigt, die an den Anschlüssen einer Empfängerspule abgenommen werden können. Das erste Signal S₁ der Dauer T kann unmittelbar nach der Anregung durch das erste HF-Anregungssignal E₁ erfaßt werden, während das Spinechosignal S~ kurz nach der Anregung durch das zweite HF-Anregungssignal E„ erscheint. Das zweite HF-Anregungssignal E„ ist mit der doppelten Amplitude wie das Anregungssignal E₁, aber mit derselben Dauer dargestellt.

Gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren ermöglicht der an sich bekannte, oben beschriebene Effekt die aufeinanderfolgende Selektion von zwei Ebenen. Es werden zwei Magnet feldgradienten G1 und G2 der anhand von Fig. 2 beschriebenen Art erzeugt, und zwar das erstere gleichzeitig mit der Anregung durch das HF-Anregungssignal E₁ und das zweite gleichzeitig mit dem HF-Anregungssignal E~. Dies ist in Fig. 5 dargestellt. Unter diesen Bedingungen führen allein die "Kreisel" der Schnittlinie der beiden gewählten Ebenen zu einem Spinechosignal wie das Signal S_. Ein weiterer Gradient wird beim Empfang parallel zu

dieser Linie erzeugt, und die Fourieranalyse des Echosignals - liefert direkt das Bild der Punkte in dieser Linie. Eine Anzahl von auf diese Weise erfaßten parallelen Linien ergibt die Rekonstruktion eines Bildes. Die Erfindung ermöglicht somit nicht nur die direkte seilenweise bzw«, linienweise Erfassung des Bildes, sondern sie bringt auch das Erfordernis in Wegfall, nach jedem Elementarzyklus, der zur Erfassung einer Linie führt, abzuwarten, bis alle "Kreisel" ihren Gleichgewichtszustand wiedergefunden haben.

Zu diesem Zweck stimmt niemals die durch die Gesamtheit der Schnittlinien der jeweils zu zweit gewählten Ebenen definierte Schnittfläche mit einer dieser Ebenen überein.

Es ist also nicht erforderlich, nach der Erfassung jeder Zeile abzuwarten; vielmehr kann das Bild sehr schnell, und zwar innerhalb weniger Sekunden, rekonstruiert werden. Insbesondere erfolgt die Erfassung der verschiedenen Linien bei dem erfindungsgemäßen Verfahren gemäß der Darstellung in Fig. 4. Die Richtungen der beiden Feldgradienten G₁ und G„ difinieren jeweils zwei Gruppen von parallelen Ebenen (P.,.,, P₁₂' P-, 3 ···) ^{und (P}21' ^P22' P„-> ...), die sich jeweils zu zweit in der Tomographieebene P schneiden, deren Bild erfaßt werden soll. Bei jeder Erfassung eines Spinechosignals wird also eine Linie erfaßt, so daß nacheinander die Linien L₁, L», L^... der Ebene P erfaßt werden. Der Gradient G₁ wird z.B. zum Zeitpunkt der ersten HF-Anregung (Signal E1 in Fig. 5) erzeugt, während der Gradient G^ zum Zeitpunkt der zweiten Anregung (Signal E2, Fig. 5) erzeugt wird. Der Gradient G₃ wird parallel zu den Linien L₁, L„, L₃ ... erzeugt, und zwar während des Empfangs des Spinechosignals. Der übergang von einer gegebenen Ebene (P₁₁) zur nächsten Ebene (P₁₂) derselben Gruppe wird vorzugsweise durch

Ändern der Frequenz des entsprechenden HF-Anregungssignals erhalten ( Anregungssignal E1), wobei der Gradient G₁ bei der Selektion jeder Ebene derselben Gruppe

wieder in derselben Weise erzeugt wird. Bei einer anderen Ausführungsform wird eine Änderung des magnetischen Gesamtfeldes H oder eine Kombination der beiden genannten Maßnahmen angewendet. Die Orientierung der Gradienten G₁ und G„ im Räume definiert die Neigung, unter der die gewählten Ebenen sich jeweils zu zweit schneiden. Da diese Ebenen eine gewisse Dicke aufweisen, ist ersichtlich, daß die sorgfältige Auswahl der Richtung der Gradienten G₁ und G₂ im Räume die Bestimmung des Volumens und der IQ Form der gewählten Linie ermöglicht, wobei dieses Volumen (das auch von der Dicke der Ebenen abhängt) nicht zu gering sein darf, damit das entsprechende Spinechosignal meßbar bleibt. Fig. 5 faßt die verschiedenen Erfassungsstufen einer Linie bei dem erfingungemäßen Verfahren zusammen; dabei werden die Feldgradienten G₁, G₂ und G₃ wie zuvor anhand von Fig. 2 erläutert erzeugt und sind im Räume gemäß Fig. 4 orientiert. Es ist zu beachten, daß die Erzeugung des Gradienten G₃ nach der zweiten HF-Anregung die Anwendung eines Gradienten G. derselben Richtung anschließend an die erste HF-Anregung erfordert, damit das Spinechosignal erscheint. Der über die Zeit integrierte Wert des Gradienten G. (von t₁ bis t₂, Fig. 5) ist gleich dem bis zur Hälfte der Dauer des Spinechos (von t₃ bis t., Fig. 5) integrierten Wert des Gradienten G₃. Es ist ferner zweckmäßig, die Abbildung aus mehreren verkämmten Teilbildern abzuleiten. Die magnetischen Momente der Nachbaratome einer ausgewählten Ebene werden nämlich zwangsläufig ebenfalls geringfügig "angeregt". Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird daher jedes Teilbild aus Zeilen zusammengesetzt, die voneinander einen solchen Abstand haben, daß ausreichend Zeit verstreicht, damit die genannten magnetischen Momente in ihren Gleichgewichtszustand zurückkehren können, bevor die tatsächliche Selektion der zugehörigen Ebene erfolgt. 35

Es wird erneut auf Fig. 4 Bezug genommen. Dort gehören z.B. die Linien L., L₂, L₃ ... zu demselben Teilbild. Wenn "n" Teilbilder vorgesehen sind, sind die Linien voneinander durch einen Abstand beabstandet, der (n - 1) Teilbildern entspricht. Diese aufeinanderfolgenden

Teilbilder können um eine bestimmte Anzahl von Zeilen gegeneinander verschoben sein. Wenn z.B. "n" = 8, kann jedes Teilbild um drei Linien gegen das vorausgehende verschoben sein, so daß die Verschachtelung der Teil-IQ bilder folgendermaßen dargestellt werden kann:

I 1 I 4 j 7 I 2 I 5 j 8 I 3 I 6 I 1 1

Leerseite

Claims

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München Stuttgart

THOMSON - CSF 11. Mai 1983

173, Bd. Haussmann
75008 Paris / Frankreich

Unser Zeichen: T 3607

Patentansprüche

Verfahren zur Tomographie eines Objektes unter Anwendung der magnetischen Kernresonanz, bei welchem ein Kernresonanzeffekt in den Atomen eines gewählten Elementes des in ein magnetisches Richtfeld (H_Q) eingebrachten Objektes erzeugt und die Eigenschaften eines rotierenden Magnetfeldes gemessen werden, das von diesen Atomen abgestrahlt wird, um daraus eine Darstellung der Verteilung der Atome in dem Objekt abzuleiten, bei welchem ferner eine Abbildung zeilenweise rekonstruiert wird, indem jede Zeile (L.., L~/ L₃ ..·) als Schnittlinie von zwei Ebenen gewählt wird, die durch zwei Magnetfeldgradienten (G₁, G-) ausgewählt sind, wovon der erste gleichzeitig mit der ersten und der zweite gleichzeitig mit der zweiten von zwei aufeinanderfolgenden Anregungsseguenzen (E1, E2) angewendet werden, die geeignet sind, um anschließend einen Spinechoeffekt (S2) zu erzeugen, und bei welchem der Spinechoeffekt gemessen wird, um jeweils eine Zeile zu erfassen, dadurch gekennzeichnet, daß in jeder von zwei Gruppen von Ebenen jeweils eine Ebene (Ρ*-ir ^12^ in jedem Erfassungszyklus einer Zeile ausgewählt wird,

HD /Ma

daß die jeweils ausgewählten Ebenen von allen übrigen verschieden sind und daß die durch die Gesamtheit der Schnittlinien der jeweils zu zweit gewählten Ebenen definierte Oberfläche (P ) mit keiner der genannten Ebenen übereinstimmt.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Ebenen einer selben Gruppe im wesentlichen zueinander parallel sind.
3. Verfahren nach Anspruch 1, bei welchem der Spinechoeffekt erzeugt wird, indem dem magnetischen Richtfeld (Hq) ein rotierendes Anregungsfeld (H₁) während jeder Anregungssequenz überlagert wird, dadurch gekennzeichnet, daß der übergang von einer Ebene (P₁₁) zu einer anderen Ebene (P₁₂) derselben Gruppe durch Ändern der Winkelgeschwindigkeit des rotierenden Anregungsfeldes erhalten wird.
4. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der übergang von einer Ebene zur anderen derselben Gruppe durch Verändern des magnetischen Richtfeldes erhalten wird.
5. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß jede Zeile erfaßt wird, indem ein erster Feldgradient (G_) in der Richtung dieser Zeile während des Erscheinens des Spinechos angewendet wird und die Fouriertransformation des Echos analysiert wird.
6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß ein zweiter Feldgradient (G^) in der Richtung der Zeile zwischen den beiden genannten Anregungs-Sequenzen angewendet wird, dessen über die Zeit integrierter Wert im wesentlichen gleich dem bis zur Hälfte der Dauer des Echos integrierten Wert des ersten Gradienten ist.

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7. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die vollständige Abbildung aus mehreren verkämmten Teilbildern abgeleitet wird.
8. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet,

daß zwei nacheinander erfaßte Teilbilder gegeneinander um eine ausgewählte Anzahl von Zeilen verschoben sind.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch

gekennzeichnet, daß die beiden ersten Gradienten (G₁, G„) im Räume so orientiert werden, daß die durch sie ausgewählten Ebenen miteinander einen solchen Winkel bilden, daß die Tomographiedicke auf den gewünschten Wert eingestellt ist.