DE69232532T2

DE69232532T2 - Verfahren und Vorrichtung zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz mit der Möglichkeit der Messung von kurzen T2-Signalkomponenten

Info

Publication number: DE69232532T2
Application number: DE69232532T
Authority: DE
Inventors: Mitsue Miyazaki
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1991-08-12
Filing date: 1992-08-10
Publication date: 2002-11-21
Anticipated expiration: 2012-08-11
Also published as: JPH05269106A; EP0527462A1; EP0527462B1; DE69232532D1; US5353794A

Description

Die Erfindung betrifft ein Magnetresonanz-Bildgebungsverfahren und ein Magnetresonanz-Bildgebungssystem zur Erzeugung eines spektroskopischen Bildes und eines MR (Magnetresonanz)-Bildes eines biologischen Körpers unter medizinischer Untersuchung, wie etwa eines Gehirns eines Patienten. Spezieller ist die Erfindung auf ein spezifisches Spin-Echo-Verfahren gerichtet, und ein System, das dieses spezifische Spin- Echo-Verfahren verwendet, das kurze "T&sub2;"-Signalkomponenten erwerben kann, die in einem MR-Signal enthalten sind.
Bei einer herkömmlichen MR-Spektroskopie-Bildgebung (als "MRSI" bezeichnet), werden typischerweise zwei Pulsfolgen bereitgestellt, nämlich das FID (freier Induktionsverfall)-Verfahren, das das selektive Erregen verwendet, und das Spin-Echo- Verfahren. Gemäß der spektroskopischen Bildgebung durch Verwendung der bekannten FID-Pulsfolge, wird einer der Gradientenfelder entlang den orthogonalen 3-Achsem- Richtungen als Schnittgradientenfeld verwendet, wohingegen die zwei verbleibenden Felder als Phasencodierungs-Gradientenfelder verwendet werden. Bei einer derartigen Gradientenfeldbeziehung wird das Schnittgradientenfeld an einen biologischen Körper unter medizinischer Untersuchung mit einem selektiven 90º Puls angelegt und dann abgeflankt und erreicht letztendlich einen Nullpegel. Darüber hinaus, wenn die Phasencodierungs-Gradientenfelder genauso angelegt werden, wie das SchniLttgradientenfeld für das erneute Inphasebringen angelegt wird, und die Anwendung der Phasencodierungs-Gradientenfelder erfolgt, wird das FID-Signal erworben. Bei diesem FID-Verfahren wird eine Zeitperiode von der Mitte des selektiven 90º Erregungspulses bis zum Erwerb des FID-Signals, nämlich um die Verzögerungszeit verlängert, während der die oben beschriebenen Anwendungen der verschiedenen Gradientenfelder erfolgen. Entsprechend weist das resultierende Spektrum eine Impulsbodenverzerrung auf. Darüber hinaus besteht ein anderes Problem dieses FID- Verfahrens darin, daß je länger die Verzögerungszeit dauert, um so mehr FID-Signale der kurzen T&sub2;-Relaxationszeit gehen verloren oder werden gedämpft.
Im Falle der spektroskopischen Bildgebung mit Verwendung der Pulsfolge durch das Spin-Echo-Verfahren, wird auch die folgende Pulsfolgeoperation durchgeführt. Nachdem ein selektiver 90º Erregungspuls an einen biologischen Körper unter medizinischer Untersuchung angelegt worden ist, und die halbe Echo-Zeit "TE" (nämlich 1/2 TE = τ) verstrichen ist, wird ein nicht selektiver 180º Puls angelegt, und anschließend werden die Spin-Echo-Signale von dem biologischen Körper erworben, nachdem die andere Hälfte der Echo-Zeit "TE" verstrichen ist. Obwohl die Beziehung zwischen den orthogonalen 3- Achsen Gradientenfeldern der spektroskopischen Bildgebung durch dieses Spin-Echo- Verfahren ähnlich dem FID-Verfahren ist, werden die Spin-Echo-Signale erworben, unmittelbar nachdem 1/2 TE verstrichen ist, da der nicht selektive 180º Erregungspuls angelegt worden ist. Mit anderen Worten, der Erwerb des MR-Signals (Spin-Echo-Signal) gemäß dem Spin-Echo-Verfahren startet früher als der MR-Signal (FID-Signal)-Erwerb des FID-Verfahrens. Da das Phänomen des aus der Phasebringens des Spins, das nach dem selektiven 90º Erregungspuls erfolgt, aufgrund der ungleichmäßigen Verteilung der magnetischen Felder, durch den nicht selektiven 180º Puls in Phase zurückgebracht werden kann, um die Spin-Echo-Signale zu erwerben, besteht ein weiterer Vorteil darin, daß keine Impulsbodenverzerrung in dem Spin-Echo-Signal enthalten ist.
Wenn jedoch die spektroskopische Bildgebung durchgeführt wird, indem die Pulsfolge des herkömmlichen Spin-Echo-Verfahrens verwendet wird, da das selektive Erregungs- Schnittgradientenfeld zuerst an den biologischen Körper angelegt wird, und anschließend die durch dieses Schnittgradientenfeld aus der Phase gebrachten Spinne durch Anlegen des nicht selektiven 180º Erregungspulses kompensiert werden, kann die gesamte Echo- Zeit "TE" erheblich verkürzt werden. Selbst wenn die Anwendungszeitdauer des selektiven Erregungs-Schnittgradientenfeldes sich soweit wie möglich verkürzen würde, kann die gesamte Echo-Zeit "TE" mehr oder weniger verkürzt werden. Da die gesamte Echo-Zeit "TE" immer noch lang ist, würden die Spin-Echo-Signale mit kurzer "T&sub2;" (Spin-zu-Spin (Entspannung)-Zeit verlorengehen, was zu geringen S/N-Verhältnissen führt. Zum Beispiel ist T&sub2; von Wasser ungefähr 100 Millisekunden, wohingegen T&sub2; von γ- ATP ungefähr 10 bis 15 Millisekunden ist, was bei einem praktisch annehmbaren Signalpegel nicht erworben werden kann, oder das S/N-Verhältnis in der herkömmlichen spektroskopischen Bildgebung mit Verwendung der Pulsfolge des herkömmlichen Spin- Echo-Verfahrens erfüllt werden kann.
Die US-A-4 740 748 offenbart ein Verfahren einer Magnetresonanzbildgebung, bei der Kernspins in einem Bildbereich in einer ausgewählten Ebene eines Objekts erregt werden, indem ein Schnittauswahlgradient entlang einer Achse und ein 90º-Hochfrequenzpuls überlagert werden. Anschließend wird eine Codierungspulsfolge angelegt, die von einer Refokussierung der Kernspins durch einen 180º-Hochfrequenzpuls gefolgt wird. Ein Wiederinphasebringen der Kernspins kann erreicht werden, indem entweder das Codierungs-Gradientenfeld zwischen den 90º- und 180º-Pulsen umgedreht wird, oder indem ein Inphasebring-Gradientenfeld nach dem 180º-Puls angelegt wird.
A. A. Maudsley et al.: "Spin Echo ³¹P Spectroscopic Imaging in the Human Brain"; Magn. Res. Med. 14, Seiten 415 bis 422 (1990) offenbart ein Magnetresonanz- Bildgebungsverfahren, bei dem zuerst ein Spinerregungspuls an einen biologischen Körper angelegt wird, und anschließend entweder nur die Phasencodierungsgradienten ohne irgendeinen Refokussierungspuls (180º-Puls) an den Körper, oder eine erste Hälfte der Phasencodierungsgradienten wird angelegt, gefolgt durch einen Refokussierungs- 180º-Puls, und anschließend wird die zweite Hälfte der Phasencodierungsgradienten angelegt. Es wird kein Schnittauswahlgradientenfeld verwendet.
Die Erfindung versucht die oben beschriebenen Probleme zu lösen, und hat folglich die Aufgabe sowohl ein neues MR-Bildgebungsverfahren als auch ein neues MR- Bildgebungssystem zu schaffen, wobei eine Echo-Zeit "TE" beträchtlich verkürzt werden kann, indem eine verbesserte Spin-Echo-Pulsfolge verwendet wird.
Eine andere Aufgabe der Erfindung liegt in der Schaffung eines neuen spektroskopischen Bildgebungsverfahrens und auch eines neuen spektroskopischen Bildgebungssystems, wobei ein Spin-Echo-Signal mit einer kurzen "T&sub2;" (Spin-zu-Spin Relaxations)-Zeit bei einer praktisch akzeptierbaren S/N-Rate ohne irgendeine Impulsbodenverzerrung erhalten werden kann.
Zur Lösung der oben genannten Aufgaben enthält ein Magnetresonanz- Bildgebungsverfahren gemäß der Erfindung die Schritte nach Anspruch 1.
Gemäß einem anderen Aspekt der Erfindung enthält ein Magnetresonanz- Bildgebungssystem (100) die Merkmale des Anspruchs 7.
Zum besseren Verständnis des erfindungsgemäßen Verfahrens sowie des Systems wird auf die folgende Beschreibung in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen verwiesen. Es zeigen:
Fig. 1 eine Konzeptansicht der Gesamtanordnung eines MR-Bildgebungssytems 100 gemäß einem ersten bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung;
Fig. 2 ein schematisches Blockdiagramm der konkreten Schaltungsanordnung dieses MR-Bildgebungssystems 100;
Fig. 3A bis 3D Zeitdiagramme zur Erklärung einer Pulsfolge eines ersten spezifischen Spin-Echo-Verfahrens, das in dem MR-Bildgebungssytem 100 angewendet wird, das zur Spektroskopiebildgebung verwendet wird;
Fig. 4 ein Beispiel eines Volumens, das von Interesse ist, "VOI" und eines Bereichs außerhalb dieses VOIs;
Fig. 5A bis 5D schematisch den Übergang der Spinvektoren in dem spezifischen Spin-Echo-Verfahren;
Fig. 6A und 6B schematisch Dämpfungen der Spinvektoren sowohl gemäß dem herkömmlichen als auch dem erfindungsgemäßen Spin-Echo-Verfahren;
Fig. 7A bis 7C Zeitdiagramme zur Erklärung einer Pulsfolge eines zweiten spezifischen Spin-Echo-Verfahrens, das in dem MR-Bildgebungssystem 100 angewendet wird, das zur Spektroskopiebildgebung verwendet wird;
Fig. 8 schematisch ein Wellenformdiagramm zur Erklärung der Signalpegel der Echo-Signale, die durch das zweite spezifische Spin-Echo-Verfahren nach Fig. 7 erworben werden;
Fig. 9 die chemische Verschiebung von ³¹P, die durch Verwendung des zweiten spezifischen Spin-Echo-Verfahrens nach Fig. 7 erworben wird; und
Fig. 10A bis 10D Zeitdiagramme zur Erklärung einer Pulsfolge eines dritten spezifischen Spin-Echo-Verfahrens, das in dem MR-Bildgebungssystem 100 angewendet wird, das zur MR-Bildgebung verwendet wird.
Fig. 1 zeigt schematisch die Gesamtanordnung des MR (Magnetresonanz)- Bildgebungssystems 100, mit Verwendung eines ersten spezifischen Spin-Echo- Verfahrens gemäß einem ersten bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung.
Wie in Fig. 1 gezeigt, enthält das erste MR-Bildgebungssystem 100 in erster Linie eine Computereinheit 1, ein Sequenzsteuergerät 2, eine Leistungsquelle 3 zur Erzeugung von Gradientenfeldern, einen RF-Pulssender 4, einen Echo-Puls-Empfänger 9 und eine Anzeigeeinheit 10. Unter der Steuerung dieser Computereinheit 1 führt das Sequenzsteuergerät 2 eine vorbestimmte Sequenzoperation verschiedener Schaltungsanordnungen durch. Ein biologischer Körper 20 unter medizinischer Untersuchung, wie etwa ein Patient, wird innerhalb eines statischen Feldes plaziert, das durch eine Hauptmagneteinheit 5 erzeugt wird. Von dem Sender 4 werden sowohl ein selektiver 90º-Erregungspuls als auch ein nicht selektiver 180º-Erregungspuls als RF- Pulse über eine Senderspule 6 unter der Steuerung des Sequenzsteuergeräts 2 an den biologischen Körper 20 angelegt (dies wird im einzelnen diskutiert). Ebenso werden Gradientenfelder in den orthogonalen 3-Achsen-Richtungen (nämlich X-Achse, Y-Achse und Z-Achse) von der Leistungsquelle 3 zur Erzeugung von Gradientenfeldern über eine Gradientenspule 7 an den biologischen Körper 20 unter der Steuerung durch das Sequenzsteuergerät 2 angelegt.
Ein MR-Signal (Spin-Echo-Signal), das in dem biologischen Körper 20 induziert wird, zum Beispiel einem Gehirn eines Patienten, wird durch eine Empfangsspule 8 empfangen, und anschließend durch den Detektor 9 detektiert. Das detektierte Spin-Echo-Signal wird dann an die Computereinheit 1 geliefert, um Information der chemischen Verschiebung im Falle der spektroskopischen Bildgebung zu erhalten. Entsprechend wird ein spektroskopisches Abbild auf der Anzeigeeinheit 10 angezeigt, basierend auf dieser erhaltenen Information der chemischen Verschiebung. Darüber hinaus wird im Falle der MR-Bildgebung ein MR-Bild von dem detektierten Spin-Echo-Signal in der Computereinheit 1 rekonstruiert und auf der Anzeigeeinheit 10 angezeigt.

Interner Aufbau des MR-Bildgebungssystems

In Fig. 2 ist ein interner Aufbau des oben beschriebenen MR-Bildgebungssystems 100 nach Fig. 1 gezeigt.
Wie in Fig. 2 gezeigt, ist ein RF-Pulsverstärker 14 zwischen den RF-Pulssender 4 und der Senderspule 6 geschaltet, um die RF-Pulse zu verstärken. Ein Vorverstärker 19 ist zwischen den Empfänger 9 und die Empfangsspule 8 geschaltet, um die MR-Signale (Spin-Echo-Signale) zu verstärken, die von der Empfangspule 8 empfangen werden. Sowohl der RF-Pulssender 4 als auch der Empfänger 9 werden durch das Sequenzsteuergerät 2 unter der Steuerung der Computereinheit 1 gesteuert.
Die oben beschriebene Gradientenfeldspule 7 besteht aus drei orthogonalen Feldspulen Gx-Spule 7X, Gy-Spule 7Y und Gz-Spule 7Z und in ähnlicher Weise ist die Leistungsquelle 3 zur Erzeugung der Gradientenfelder durch drei Gradientenfeldsender 3X, 3Y, 3Z angeordnet, und durch drei Gradientenfeldverstärker 13X, 13Y und 13Z. Diese Gradientenfeldsender 3X, 3Y und 3Z werden durch das Sequenzsteuergerät 2 unter der Steuerung der Computereinheit 1 gesteuert.

Erstes spezifisches Spin-Echo-Verfahren

Wie bereits oben beschrieben, verwendet das MR-Bildgebungssystem 100 gemäß dem ersten bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung ein erstes spezifisches Spin-Echo- Verfahren. Eine Pulsfolge dieses spezifischen Spin-Echo-Verfahrens ist in den Fig. 3A bis 3D dargestellt. Unter der Steuerung des Sequenzsteuergeräts 2, wie in den Fig. 1 und. 2 gezeigt, wird die Pulsfolge des ersten spezifischen Spin-Echo-Verfahrens wie folgt durchgeführt:
Wenn ein selektiver 90º-Erregungspuls nach Fig. 3A an den biologischen Körper 20 (siehe Fig. 1) angelegt wird, wird daran ein Schnittgradientenfeld "GS1" angelegt (siehe Fig. 3B) von der Gradientenfelderzeugungs-Leistungsquelle 3, unter einer derartigen Bedingung, daß ein statisches Feld an diesen biologischen Körper 20 angelegt wird. Wenn dieses Schnittgradientenfeld "GS1" abgeflankt wird, und anschließend einen Nullpegel der Feldstärke zum Zeitpunkt "TG" erreicht, wird ein nicht selektiver 180º- Erregungspuls an den biologischen Körper 20 derart angelegt, daß die Spinne refokussiert werden (dies wird im einzelnen beschrieben). Da der nicht selektive 180º-Erregungspuls unmittelbar nach der Anwendung des selektiven 90º-Erregungspulses angelegt wird, und die Stärke des Schnittgradientenfeldes "GS1" Null wird, kann eine gesamte Echo-Zeit "TE" erheblich verkürzt werden, verglichen mit der herkömmlichen Echo-Zeit. Diese gesamte Echo-Zeit "TE" des ersten spezifischen Spin-Echo-Verfahrens wird als ("τ" + "τ") definiert, wie in Fig. 3A gezeigt. Da eine derartige kürzere Echo-Zeit "TE" realisiert wird, können verschiedene Spinne mit sehr kurzen "T&sub2;"-Zeiten bei in der Praxis akzeptierbaren Signalpegeln detektiert werden. Mit anderen Worten, obwohl derartige Spinne mit sehr kurzen "T&sub2;"-Zeiten nicht in den herkömmlichen MR-Bildgebungssystem erhalten werden können, können sie in dem MR-Bildgebungssystem 100 gemäß der Erfindung ausreichend erworben werden, indem die erste spezifische Spin-Echo-Pulsfolge verwendet wird.
Gemäß dem ersten spezifischen Spin-Echo-Verfahren wird ebenfalls ein anderes Schnittgradientenfeld "GS2" mit der gleichen Polarität wie das zuerst genannte Schnittgradientenfeld "GS1" an den biologischen Körper 20 angelegt, unmittelbar nachdem der oben beschriebene nicht selektive 180º-Erregungspuls angelegt worden ist, nämlich zu einem Zeitpunkt "TC", wie in Fig. 3B gezeigt. Als Ergebnis werden die Spinne wieder in Phase gebracht und das Schnittgradientenfeld "GS1", das während der selektiven Erregung angelegt wird, kann durch Anlegen des Schnittgradientenfeldes "GS2" kompensiert werden.
Darüber hinaus, falls entweder das erste Codierungs-Gradientenfeld "GE1" oder das zweite Codierungs-Gradientenfeld "GE2", oder falls sowohl das erste als auch das zweite Codierungs-Gradientenfeld "GE1" und "GE2" an den biologischen Körper 20 zum gleichen Zeitpunkt angelegt werden, wie das Schnittgradientenfeld "GS2" für Kompensationszwecke, kann eine 3-D (dimensionale) Spektroskopie und eine 3-D CS (chemische Verschiebung)-Bildgebung während einer Datenerwerbzeitperiode durchgeführt werden (siehe Fig. 3A, 3C und 3D).

Datenerwerb für die chemische Verschiebungs-Bildgebung

Unter Bezugnahme auf die Fig. 4 und 5 wird jetzt der Übergang der Spinvektoren, die innerhalb eines Volumens von Interesse "VOI", und außerhalb dieses "VOI" lokalisiert sind, erklärt.
Das Spinvektorverhalten gemäß dem ersten spezifischen Spin-Echo-Verfahrens ist wie folgt:
Wenn der selektive 90º-Erregungspuls nach Fig. 3A an den Spin des biologischen Körpers 20 (Fig. 5A&sub1;) angelegt wird, wird die Phasenverschiebung, die durch das Schnittgradientenfeld "GS1" verursacht wird, bei der Bedingung des Spins, wie in Fig. 5A&sub2; gezeigt, erzeugt. Darüber hinaus wird diese Spinbedingung nach Fig. 5A&sub2; in eine andere Spinbedingung nach Fig. 5A&sub3; geändert, aufgrund der Phasenverschiebung durch die Wirkungen der Feldinhomogenitäten innerhalb 1/2 TE (=τ). Wenn die Spinbedingung in eine derartige Bedingung gebracht wird, wie in Fig. 5A&sub3; gezeigt, wird der nicht selektive 180º-Erregungspuls angelegt, um die Polarität des Spins umzukehren, wie in Fig. 5B gezeigt. Wenn das nächste (kompensierende) Schnittgradientenfeld GS2 angelegt wird (siehe Fig. 3B), wird die Spinbedingung nach Fig. 5B in eine andere Spinbedingung nach Fig. 5C geändert, die Spinne werden erneut in Phase gebracht. Anschließend wird der Spin refokussiert, um die Echosignale während der Datenerwerbzeitperiode zu induzieren (siehe Fig. 3B und 5D).
Allgemein wird als ein Ergebnis das Spinverhalten, der Nettovektorwert des Spins, der durch die Spinpräzision verursacht wird, gemäß der "T&sub2;"-Relaxationszeit reduziert. Wie bereits oben erwähnt, da die gesamte Echo-Zeit "TE" gemäß der Erfindung erheblich kürzer ist als bei dem herkömmlichen Spin-Echo-Verfahren, ist entsprechend die Reduzierung des Nettospinvektorwerts nicht so groß, verglichen mit dem herkömmlichen Spin-Echo-Verfahren.
Dieser Vorteil der Erfindung wird unter Bezugnahme auf die Fig. 6A und 6B veranschaulicht.
Wie in Fig. 6A gezeigt, wird in Bezug auf einen Spin mit einer konstanten Relaxationszeit "T&sub2;", wenn zum Beispiel τ&sub1; = 2 msec ist (also die Echo-Zeit TE = 2τ&sub1; 4 msec), eine Stärke eines Echo-Signals, das durch das erste spezifische Spin-Echo- Verfahren gemäß der Erfindung erworben wird, von einer Stelle "A" zu einer anderen Stelle "B" auf der Y-Achse während einer Zeitperiode "τ&sub1;" (2 msec) gemäß der Relaxationszeit "T&sub2;" gedämpft. Im Gegensatz dazu, wie in Fig. 6B gezeigt, wenn τ = 4 msec (also die Echo-Zeit TE = 2τ&sub2; = 8 msec) wird die Stärke des Echo-Signals, das durch das herkömmliche Spin-Echo-Verfahren erworben wird, von einer Stelle "A" über die vorherige Stelle "B" zu einer anderen Stelle "C" während einer Zeitperiode τ&sub2; (4 msec) weiter gedämpft. Das Signal/Rausch (S/N)-Verhältnis gemäß der Erfindung kann beträchtlich verbessert werden, verglichen mit dem herkömmlichen Spin-Echo-Verfahren.
Im Falle von ATP (Adenosin Triphosphat), dessen Relaxationszeit "T&sub2;" gleich 15 msec ist, sind die Signalstärken der Echo-Signale, die durch das erfindungsgemäße Verfahren und durch das herkömmliche Verfahren jeweils erworben werden, erheblich voneinander verschieden, wie im Folgenden gezeigt:
Unter der Annahme, daß die Echo-Zeit "TE" gemäß der Erfindung gleich 4 msec ist und "TE" des herkömmlichen Verfahrens gleich 8 msec, ist die Signalstärke "SS" durch die folgende Gleichung (1) gegeben:
SS = Ae-2τ/T2 (1).
Im Falle "TE" = 4 msec (gemäß der Erfindung)
SS&sub1; = Ae-4msec/15msec = 0,77 (2).
Im Falle "TE" = 8 msec (gemäß dem herkömmlichen Verfahren)
SS&sub2; = Ae-8msec/15msec = 0,59 (3).
wobei das Symbol "A" eine Amplitude des Echosignals ist und bei dieser Berechnung auf "1" gesetzt ist.
Wie aus den obigen Gleichungen (2) und (3) ersichtlich, unter der Annahme, daß die Rauschpegel bei beiden Spin-Echo-Verfahren gleich sind, kann das S/N-Verhältnis, das durch das erste Spin-Echo-Verfahren gemäß der Erfindung erreicht wird, um ungefähr 30 % in Bezug auf ATP mit TE = 15 msec vergrößert werden. Da die Echo-Signale ferner durch das erste Spin-Echo-Verfahren erhalten werden, ist darüber hinaus keine Korrektur für die Impulsbodenverzerrung erforderlich.

Zweites spezifisches Spin-Echo-Verfahren

Bezugnehmend auf die Fig. 7 und 9 wird ein zweites spezifisches Spin-Echo- Verfahren gemäß der Erfindung beschrieben.
Die Fig. 7A bis 7C zeigen eine Pulsfolge dieses zweiten spezifischen Spin-Echo- Verfahren. Das zweite spezifische Spin-Echo-Verfahren ist durch drei Sätze von Pulsfolgen gebildet. Fig. 7A zeigt eine erste Pulsfolge, die mit der Pulsfolge gemäß dem ersten spezifischen Spin-Echo-Verfahren (siehe Fig. 3) identisch ist. Fig. 7B zeigt eine zweite Pulsfolge, und Fig. 7C zeigt eine dritte Pulsfolge.
Eine Reihe dieses zweiten spezifischen Spin-Echo-Verfahrens wird jetzt beschrieben, das dem bekannten CPMG (Carr-Purcell-Meiboom-Gill)-Verfahren ähnlich ist, mit Ausnahme der Anwendungszeit des wieder in Phase bringenden Gradientenfeldes "Gs".
Zuerst wird die erste Pulsfolge (eine 180º-Pulsanwendung), wie in Fig. 7A gezeigt, in Bezug auf den biologischen Körper 20 in dem MR-Bildgebungssystem 100 (siehe Fig. 1) durchgeführt. Da die Operation dieser ersten Pulsfolge die gleiche ist wie bei dem ersten spezifischen Spin-Echo-Verfahren, erfolgt keine weitere Erklärung in der folgenden Beschreibung.
Nach Verstreichen einer vorausgewählten Zeitperiode erfolgt die zweite Pulsfolge (zwei 180º-Pulsanwendungen), nicht in Fig. 7B gezeigt, in Bezug auf den gleichen biologischen Körper 20. Wie in Fig. 7B gezeigt, wird nach Anlegen eines ersten nicht selektiven 180º-Erregungspulses für den biologischen Körper 20, und des wieder in Phase bringenden Kompensations-Gradientenfeldes Gs2 daran, ein zweiter nicht selektiver 180º- Erregungspuls angewendet, mit einem Zeitintervall von 2τ. Nach dem Anlegen des ersten und zweiten Codierungs-Gradientenfeldes "GE1" und "GE2", werden die Spin-Echo- Signale innerhalb der zweiten Echodatenerwerbzeitperiode "ACQ2" erworben.
Nach Verstreichen einer vorbestimmten Zeitperiode seit dem zweiten Echodatenerwerb ACQ&sub2; erfolgt die dritte Pulsfolge (drei 180º-Pulsanwendung), wie in Fig. 7C gezeigt, in Bezug auf den gleichen biologischen Körper 20. Wie in Fig. 7C gezeigt, werden drei nicht selektive 180º-Erregungspulse sequentiell an den biologischen Körper 20 mit einem Zeitintervall von "2τ" angewendet. Nach dem Anwenden des drillen 180º-Pulses und der Codierungs-Gradientenfelder "GE1", "GE2' erfolgt die dritte Echodatenerwerbzeitperiode "ACQ&sub3;".
Wie oben erklärt, werden gemäß dem zweiten spezifischen Spin-Echo-Verfahren die Echo-Zeiten TE1 bis TE3 der Reihe nach verlängert. Die Signalstärke des Echosignals, das bei der längeren Echo-Zeit erworben wird, zum Beispiel bei TE3, ist gedämpft oder reduziert, verglichen mit der Signalstärke des Echosignals, das bei einer kürzeren Echo- Zeit erworben wird, zum Beispiel bei TE1, wie in Fig. 8 gezeigt.
Als Folge können unter Berücksichtigung der oben genannten Signalstärkenbeziehung mit den Echo-Zeitwerten TE, T&sub2;-Werte der jeweiligen Signalkomponenten, die von dem biologischen Körper 20 abgeleitet werden, genau berechnet werden. Folglich liegt ein Vorteil darin, daß obwohl derartige kürzeren T&sub2;-Werte nicht detektiert werden können, indem die lange Echo-Zeit des herkömmlichen Spin-Echo-Verfahrens verwendet wird, diese kürzeren T&sub2;-Werte ausreichend detektiert werden, indem das zweite spezifische Spin-Echo-Verfahren verwendet wird. Wenn zum Beispiel eine chemische Verschiebung von Phosphor (³¹P) in einem Gehirn des biologischen Körpers 20 gemessen wird, wird das zweite Spin-Echo-Verfahren in dem MR-Bildgebungssystem 100, wie in Fig. 1 gezeigt, durchgeführt. Wie in Fig. 9 gezeigt, können dann verschiedene Komponenten von Phosphor (³¹P) mit verschiedenen kurzen "T&sub2;"-Zeiten, zum Beispiel γ-ATP, α-ATP und β- ATP als chemische Verschiebungsinformation (Echopulse) in der Computereinheit 1 nach Fig. 1 gemessen werden.
Es soll angemerkt werden, daß da eine derartige Pulsfolge des zweiten spezifischen Spin- Echo-Verfahrens einfach von dem Pulsfolger 2 erzeugt werden kann, indem das bekannte Computerprogramm verwendet wird, erfolgt in dieser Beschreibung keine weitere Erläuterung diesbezüglich. Ebenso kann die Anzahl von 180º-Pulsen gemäß dem erfindungsgemäßen Gedanken des zweiten spezifischen Spin-Echo-Verfahrens willkürlich geändert werden.

MR-Bildgebunu

In dem oben beschriebenen ersten und zweiten bevorzugten Ausführungsbeispiel sind das erste und das zweite spezifische Spin-Echo-Verfahren verwendet worden, um eine spektroskopische Bildgebung durchzuführen. Die Erfindung ist nicht auf diese spektroskopische Bildgebung beschränkt, sondern kann zur MR-Bildgebung angewendet werden.
Ein Verfahren zum Erwerben eines MR-Bildes gemäß einem dritten spezifischen Spin- Echo-Verfahrens der Erfindung wird unter Bezugnahme auf ein Zeitdiagramm nach Fig. 10 zusammengefaßt.
Wie in den Fig. 10A und 10B gezeigt, werden die RF-Pulse (90º und 180º-Pulse) und das Schnittgradientenfeld GS(GS1 und GS2) für den biologischen Körper 20 in ähnlicher Weise angewendet, wie bei dem ersten spezifischen Spin-Echo-Verfahren (siehe Fig. 1A und 1B). Wenn das Phasencodierungs-Gradientenfeld GE angewendet wird, wird gemäß dem dritten spezifischen Spin-Echo-Verfahren, ebenfalls ein Lesegradientenfeld GR zu der gleichen Zeitgebung angelegt, wie in den Fig. 10C und 10D gezeigt. Eine derartige Pulsfolge der Anwendung beider Gradientenfelder GE und GR wird wiederholt durchgeführt, um MR-Bilddaten zu erhalten.
Da gemäß dem dritten spezifischen Spin-Echo-Verfahren nicht alle Echosignale erhalten werden können, wird der folgende spezifische Prozeß durchgeführt. Nach Anwenden des nicht selektiven 180º-Erregungspulses auf den biologischen Körper 20, wird das Lesegradientenfeld GR in eine negative Richtung abgeflankt (also "-GR), und anschließend mit einer Basislinie gekreuzt, und darüber hinaus in eine positive Richtung abgeflankt (also "+GR), während einer Zeitperiode "TR" von dem Ende des 180º-Pulses bis zu dem Ende des Codierungsgradienten GE. Als Ergebnis kann die Hälfte oder mehr der Echopulse von den gesamten Echopulsen der Reihe nach derart erhalten werden, daß die gewünschten MR-Bilder gemäß dem dritten spezifischen Spin-Echo-Verfahren der Erfindung erhalten werden können.

Claims

1. Magnetresonanz(MR)-Bildgebungsverfahren, das die Schritte aufweist:

Anlegen eines Spinanregungs-HF-Pulses an einen biologischen Körper (20) unter medizinischer Untersuchung, der in einem statischen Magnetfeld befindlich ist, zum Anregen eines Volumens von Interesse in diesem;

Anlegen eines Refokussierungs-HF-Pulses an den biologischen Körper;

Anlegen eines magnetischen Phasencodierungs-Feldgradienten an den biologischen Körper;

Erfassen eines Spin-Echo-Signals, das in dem Volumen von Interesse induziert worden ist, zum Erhalten von MR-Information des Volumens von Interesse;

dadurch gekennzeichnet, daß

der Spinanregungs-HF-Puls zusammen mit einem magnetischen Schnittauswahl- Feldgradienten angelegt wird,

daß der Refokussierungs-HF-Puls direkt nach dem Anlegen des magnetischen Schnittauswahl-Feldgradienten und vor irgendeinem Anlegen des magnetischen Phasencodierungs-Feldgradienten angelegt wird, und

nach dem Anlegen des Refokussierungs-HF-Pulses ein magnetischer Phasenwiederherstellungs-Feldgradient an den biologischen Körper entlang derselben Achse wie der magnetische Schnittauswahl-Feldgradient und mit derselben Polarität wie der magnetische Schnittauswahl-Feldgradient angelegt wird.

2. MR-Bildgebungsverfahren nach Anspruch 1, bei dem der Schritt des Anlegens des Refokussierungspulses den Schritt des Anlegens des Refokussierungspulses (180º-Puls) direkt nach dem Anlegen des Schnittauswahl-Gradientenfeldes (GS1) aufweist.

3. MR-Bildgebungsverfahren nach Anspruch 1, bei dem der Schritt des Anlegens des Refokussierungspulses die Schritte des Anlegens eines ersten Refokussierungspulses als den Refokussierungspuls direkt nach dem Anlegen des Schnittauswahl-Gradientenfeldes (GS1), und

zusätzlichen Anlegens einer Serie von Refokussierungspulsen an den biologischen Körper (20) in dem im wesentlichen gleichen ersten Zeitintervall (2τ) nach dem Anlegen des ersten Refokussierungspulses,

aufweist, und außerdem der Schritt des Anlegens des Phasenwiederherstellungs- Gradientenfeldes den Schritt des

Anlegens des Codierungs-Gradientenfeldes (GE1, GE2), direkt nachdem das Anlegen der Serie von Refokussierungspulsen (180º-Puls) vervollständigt worden ist, aufweist.

4. MR-Bildgebungsverfahren nach Anspruch 3, bei dem das erste Zeitintervall (2τ) zwischen zwei aufeinanderfolgenden Refokussierungspulsen (180º-Puls) zweimal länger als das zweite Zeitintervall (τ) zwischen dem Spinanregungspuls (90º-Puls) und dem ersten Refokussierungspuls (180º-Puls) ist.

5. MR-Bildgebungsverfahren nach Anspruch 3 oder 4, bei dem, wenn das Phasenwiederherstellungs-Gradientenfeld (GS2) an den biologischen Körper (20) angelegt worden ist, eine chemische Verschiebungsinformation über den angeregten Schnitt (VOI) durch Verarbeiten des Spin-Echo-Signals, das in dem Schnitt (VOI) des biologischen Körpers (20), der durch den Spinanregungspuls (90º-Puls) angeregt worden ist, erfaßt wird.

6. MR-Bildgebungsverfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, das weiter die Schritte aufweist:

Anlegen eines Phasencodierungs-Gradientenfeldes (GE) an den biologischen Körper (20); und

Anlegen eines Signallese-Gradientenfeldes (GR) an den biologischen Körper (20) zu im wesentlichen demselben Zeitpunkt, wenn das Phasencodierungs-Gradientenfeld (GE) angelegt wird, in einer solchen Weise, daß die Polarität des Signallese-Gradientenfeldes (-GR) zuerst einen negativen Wert aufweist, wonach das Signallese-Gradientenfeld (-GR) so geändert wird, daß es danach eine Basislinie schneidet und dann in Richtung einer positiven Polarität (+GR) gerichtet wird.

7. Magnetresonanz(MR)-Bildgebungssystem (100), das aufweist:

ein erstes Magnetgradientenfeld-Anlegemittel (3Z) zum Anlegen eines magnetischen Schnittauswahl-Gradientenfeldes und eines magnetischen Phasenwiederherstellungs- Gradientenfeldes an einen biologischen Körper (20) unter medizinischer Untersuchung, der in einem statischen Magnetfeld befindlich ist;

ein zweites Magnetgradientenfeld-Anlegemittel (3Y) zum Anlegen eines magnetischen Phasencodierungs-Feldgradienten an den biologischen Körper;

ein HF-Pulsanlegemittel (4) zum Anlegen eines Spinanregungs-HF-Pulses und eines Refokussierungs-HF-Pulses an den biologischen Körper (20);

ein Mittel (9, 1) zum Empfangen eines Spin-Echo-Signals, das in einem Volumen von Interesse des biologischen Körpers (20), das durch den Spinanregungs-HF-Puls angeregt und durch den Refokussierungs-HF-Puls refokussiert worden ist, induziert worden ist, und zum Verarbeiten des empfangenen Spin-Echo-Signals;

dadurch gekennzeichnet, daß

das erste Magnetgradientenfeld-Anlegemittel (3Z) und das HF-Pulsanlegemittel (4) zum Anlegen des magnetischen Schnittauswahl-Gradientenfeldes zusammen mit dem Spinanregungs-HF-Puls angeordnet sind,

das HF-Pulsanlegemittel (4) und das zweite Magnetgradientenfeld-Anlegemittel (3Y) zum Anlegen des Refokussierungs-HF-Pulses direkt nach dem Anlegen des magnetischen Schnittauswahl-Feldgradienten und vor irgendeinem Anlegen des magnetischen Phasencodierungs-Feldgradienten angeordnet sind, und

das erste Magnetgradientenfeld-Anlegemittel (3Z) weiter zum Anlegen des magnetischen Phasenwiederherstellungs-Feldgradienten entlang derselben Achse wie der magnetische Schnittauswahl-Feldgradienten, mit derselben Polarität wie der magnetische Schnittauswahl-Feldgradient und nach dem Anlegen des Refokussierungs-HF-Pulses angeordnet ist.

8. MR-Bildgebungssystem (100) nach Anspruch 7, bei dem

das zweite Pulsanlegemittel (4) den Refokussierungspuls (180º-Puls) direkt nach dem Anlegen des Schnittauswahl-Gradientenfeldes (GS1) unter der Steuerung eines Abfolgecontrollers (2) anlegt.

9. MR-Bildgebungssystem (100) nach Anspruch 7, bei dem

das zweite Pulsanlegemittel (4) unter der Steuerung eines Abfolgecontrollers (2) zuerst zum Anlegen eines ersten Refokussierungspulses direkt nach dem Anlegen des Schnittauswahl-Gradientenfeldes (GS1) und nachfolgend zum Anlegen einer Serie von Refokussierungspulsen an den biologischen Körper (20) mit im wesentlichen demselben Zeitintervall (2τ) nach dem Anlegen des ersten Refokussierungspulses betrieben wird, und das Phasenwiederherstellungs-Gradientenfeld-Anlegemittel (3) das Codierungs- Gradientenfeld (GE1, GE2) anlegt, direkt nachdem das Anlegen der Serie von Refokussierungspulsen (180º-Puls) vervollständigt worden ist.

10. MR-Bildgebungssystem (100) nach Anspruch 9, bei dem

das erste Zeitintervall (2τ) zwischen den aufeinanderfolgenden Refokussierungspulsen (180º-Puls) zweimal länger als ein zweites Zeitintervall (τ) zwischen dem Spinanregungspuls (90º-Puls) und dem Refokussierungspuls (180º-Puls) ist.

11. MR-Bildgebungssystem (100) nach Anspruch 9, bei dem,

wenn das Phasenwiederherstellungs-Gradientenfeld (GS2) an den biologischen Körper (20) durch das Phasenwiederherstellungs-Gradientenfeld-Anlegemittel (3) angelegt worden ist, eine chemische Verschiebungsinformation über den angeregten Schnitt (VOI) in dem Empfangsmittel (9 : 1) durch Verarbeiten des Spin-Echo-Signals, das in dem Schnitt (VOI), der durch den Spinanregungspuls (90º-Puls) angeregt worden ist, induziert worden ist, erfaßt wird.

12. MR-Bildgebungssystem (100) nach einem der Ansprüche 7 bis 11, das weiter aufweist:

ein zweites Gradientenfeld-Anlegemittel (3) zum Anlegen eines Phasenwiederherstellungs-Gradientenfeldes (GE) an den biologischen Körper (20); und

ein drittes Gradientenfeld-Anlegemittel (3) zum Anlegen eines Signallese- Gradientenfeldes (GR) an den biologischen Körper (20) zu im wesentlichen demselben Zeitpunkt, wenn das Phasencodierungs-Gradientenfeld (GE) angelegt wird, in einer solchen Weise, daß die Polarität des Signallese-Gradientenfeldes (-GR) zuerst einen negativen Wert aufweist, wonach das Signallese-Gradientenfeld (-GR) so geändert wird, daß es danach eine Basislinie schneidet und dann in Richtung einer positiven Polarität (+GR) gerichtet wird.

13. MR-Bildgebungssystem (100) nach einem der Ansprüche 7 bis 12, bei dem das erste und das zweite Pulsanlegemittel eine Spinanregepulsübertragungsvorrichtung (4), einen Spinanregepulsverstärker (14), und eine Übertragungsspule (6) aufweisen.

14. MR-Bildgebungssystem (100) nach einem der Ansprüche 7 bis 13, bei dem das Signalempfangsmittel einen Empfänger (9), einen Vorverstärker (19), und eine Empfängerspule (8) und außerdem eine Computereinheit (1) aufweist.

15. MR-Bildgebungssystem (100) nach einem der Ansprüche 7 bis 14, bei dem das erste und das zweite Gradientenfeldanlegemittel (3; 4) mindestens drei Übertragungsvorrichtungen (3X, 3Y, 3Z), drei Verstärker (13X, 13Y, 13Z) und drei Spulen (7X, 7Y, 7Z) aufweisen.