DE3605162A1 - Magnetresonanz-abbildungsgeraet - Google Patents

Magnetresonanz-abbildungsgeraet

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DE3605162A1 DE19863605162 DE3605162A DE3605162A1 DE 3605162 A1 DE3605162 A1 DE 3605162A1 DE 19863605162 DE19863605162 DE 19863605162 DE 3605162 A DE3605162 A DE 3605162A DE 3605162 A1 DE3605162 A1 DE 3605162A1
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Masatoshi Ootawara Tochigi Hanawa
Hiroshi Ootawara Tochigi Hayakawa
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Description

Dr O1-"' 3 1-ienkei Dr. rer. nat. ι.. Fe:.er Dipl-Ing. W Hanzei Dipl-lng. D. Kottmann
KABUSHIKI KAISHA TOSHIBA,
Kawasaki, Japan
Möhlstraße 37 D-8000 München 80
Tel.: 089/982085-87 Telex: 529802 hnkl d Telefax (Gr. 2+3): 089/981426 Telegramm: ellipsoid
EAM-60P626-2
Magnetresonanz-Abbildungsgerät
Magnetresonanz-Abb ildung sgerät
Die Erfindung betrifft ein Magnetresonanz-Abbildungsgerät zur mittels rechnergestützter Tomographie (Computertomographie) erfolgender Abbildung der Verteilung der Magnetresonanz (MR) der in einem bezeichneten Querschnitt eines Untersuehungsobjekts vorhandenen spezifischen Atomkerne (z.B. der Kernspin-Dichteverteilung), um damit eine Magnetresonanz- oder MR-Abbildung zu erzeugen.
Bei dem für Diagnose- oder Untersuchungszwecke eingesetzten Magnetresonanz-Abbildungsgerät werden Tomogramme gewonnen, die aus den Verteilungsbildern der MR-Daten an der spezifischen Stelle des Untersuchungsobjekts bestehen. Im folgenden ist das Radiographieprinzip bei einem Beispiel für ein Magnetresonanz-Abbildungsgerät beschrieben.
Bei diesem Gerät wird gemäß Fig. 1 ein Untersuchungsobjekt P mit einem ausreichend gleichförmigen statischen Magnetfeld HO beaufschlagt, während zusätzlich zum statischen Magnetfeld HO weiterhin mittels zweier Gradientspulen C1a und C1b ein Gradientmagnetfeld Gz an das Untersuchungsobjekt P angelegt wird. Die Richtung der magnetischen Kraftlinien des statischen Magnetfelds HO liegt parallel zur Z-Achse gemäß Fig. 1. Die Magnetkraft des Gradientmagnetfelds Gz liegt parallel zur Z-Achse gemäß Fig. 1, wobei dieses Gradientmagnetfeld einen linear ansteigenden Gradienten in bezug auf die Richtung
* - Ό*
der Z-Achse aufweist (d.h. die Magnetfeldintensität weicht allmählich gegenüber der Z-Achse ab). Der magnetische Gradient des Gradientmagnetfelds Gz ist derart, daß z.B. die Magnetfeldintensität oder -stärke praktisch des Mittelbereichs bezüglich der Richtung der Z-Achse gleich Null ist und die Richtungen der Magnetkraftlinien vor und hinter dem Mittelbereich (einander) entgegengesetzt sind und gleichzeitig die Magnetfeldintensität allmählich abnimmt. Das zusammengesetzte Magnetfeld aus dem statischen Magnetfeld HO und dem Gradientmagnetfeld Gz besitzt auch den magnetischen Gradienten, der in bezug auf die Z-Achsenrichtung geneigt (is gradient) ist, so daß die Magnetfeld-Kontur- oder -ümrißebenen, welche die Z-Achse senkrecht schneiden, aufgrund des zusammengesetzten Magnetfelds gebildet werden. In diesem Fall entspricht nämlich die spezifische Magnetfeld-Konturebene (die aus der Ebene besteht, welche die Z-Achse senkrecht schneidet) der spezifischen Magnetfeldintensität, und der im wesentlichen zentrale Bereich bezuglieh der Z-Achsenrichtung entspricht der Intensität des Magnetfelds von HO.
Der Atomkern resoniert mit dem statischen Magnetfeld HO auf einer Winkelfrequenz ω_ entsprechend der folgenden Gleichung:
ω0 = γΗ0 (D
In obiger Gleichung (1) bedeutet γ das gyromagnetische Verhältnis, das für den Atomkern spezifisch ist und das sich nach der Art des Atomkerns bestimmt.
Neben dem statischen Magnetfeld HO und dem Gradientmagnetfeld Gz wird das rotierende Magnetfeld H1 der Winkelfrequenz γ_, das nur den spezifischen Atomkern in Resonanz
bringt, an das Untersuchungsobjekt P als Impuls über zwei in einem Sondenkopf vorgesehene Übertragerspulen C2a und C2b angelegt. Dieses rotierende Feld H1 wird als "Anregungsimpuls" bezeichnet. Das rotierende Magnetfeld H1 wirkt aufgrund des Gradientmagnetfelds Gz im wesentlichen selektiv nur auf den Bereich der in Fig. 1 dargestellten X-Y-Ebene (die in bezug auf die Z-Achsenrichtung selektiv bestimmt ist). Die MR-Erscheinung tritt daher nur im spezifischen Scheiben- oder Schichtteil S (obgleich dieser der Ebenenbereich ist, besitzt er tatsächlich eine gewisse Dicke) auf, von welchem Tomogramme gewonnen werden sollen.
Aufgrund des Auftretens der MR-Erscheinung wird ein Freiinduktionsabfall- oder FID-Signal über zwei im Sondenkopf vorgesehene Empfängerspulen C3a und C3b erfaßt. Dieses FID-Signal wird einer Fourierschen Transformation unterworfen, so daß ein einziges Spektrum bezüglich der Drehfrequenz des spezifischen Atomkernspins abgeleitet wird. Für die Gewinnung des Tomogramms sind die Projektionsdaten des Schichtbereichs S bezüglich mehrerer Richtungen in der X-Y-Ebene erforderlich. Nach der Herbeiführung der MR-Erscheinung durch Anregung des Schichtbereichs S wird daher gemäß Fig. 2 ein Gradientmagnetfeld Gxy mit einem magnetischen Gradienten, der in der Richtung der X'-Achse linear ist (Koordinatenachse, die unter einem Winkel θ gegenüber der X-Achse gedreht ist), auf das Magnetfeld Hn zur Einwirkung gebracht (mittels einer nicht dargestellten Spule o.dgl.). Die Magnetfeldkonturlinien E1 - En im Schichtbereich S (X-Y-Ebene) des Untersuchungsobjekts P werden damit zu Geraden, welche die X'-Achse senkrecht schneiden. Die Drehfrequenzen der spezifischen Atomkernspins auf den Magnetfeld-Konturlinien E1 - En lassen sich durch obige Gleichung (1) ausdrücken. Zur Vereinfachung der Erläuterung seien in die-
sem Fall die Magnetfeld-Konturlinien E zu El - En vorausgesetzt; es kann dabei angenommen werden, daß Signale D1 - Dn, als das FID-Signal, jeweils durch die Magnetfelder auf diesen Magnetfeld-Konturlinien E1 - En hervorgerufen werden. Die Amplituden der Signale D1 - Dn können den Dichten der spezifischen Atomkernspins auf den Magnetfeld-Konturlinien E1 - En, welche den Schichtbereich S durchdringen, jeweils proportional sein. Das tatsächlich beobachtete FID-Signal wird jedoch zum zusammengesetzten FID-Signal FID, zu dem alle Signale D1 Dn addiert (worden) sind. Dieses zusammengesetzte FID-Signal FID wird der Fourierschen Transformation unterworfen, so daß Projektionsdaten (eindimensionale Abbildung) PD des Schichtbereichs S auf der X'-Achse gewonnen werden. Die X'-Achse wird in der X-Y-Ebene gedreht (beispielsweise wird ein Gradientmagnetfeld Gx zur Einführung eines magnetischen Gradienten bezüglich der X-Richtung durch zwei Gradientspulen hervorgerufen, während gleichzeitig ein Gradientmagnetfeld Gy zur Einführung eines magnetischen Gradienten bezüglich der Y-Richtung durch zwei weitere Gradientspulen hervorgerufen wird, wobei diese Gradientmagnetfelder Gx und Gy zur Bildung eines Gradientmagnetfelds Gxy zusammengesetzt (synthesized) werden und hierauf ein synthetisches Verhältnis der Gradientmagnetfelder Gx und Gy geändert wird, wodurch die Drehung des Gradientmagnetfelds Gxy realisiert werden kann). Infolgedessen können die Projektionsdaten für jede Richtung in der X-Y-Ebene auf ähnliche Weise, wie oben beschrieben, abgeleitet (derived) werden. Die MR-Abbildung kann mittels eines Bildrekonstruktionsprozesses unter Verwendung dieser Projektionsdaten zusammengesetzt werden.
Obgleich es möglich ist, das auf der magnetischen Resonanz beruhende FID-Signal selbst durch unmittelbares Abgreifen
oder Erfassen desselben zu beobachten, ist es auch möglich, die Magnetresonanz zur Erzeugung eines auf das FID-Signal bezogenen Spinechosignals anzuregen und letzteres abzugreifen, um damit die Beobachtung des FID-Signals zu ermöglichen.
Zur Lieferung des FID-Signals oder des Spinechosignals wird ein 90 - und/oder ein 180 -Impuls als Anregungsimpuls benutzt. Der 9O°-Impuls als Anregungsimpuls be- wirkt eine solche Magnetresonanz, daß das magnetische Moment des Spinsystems aufgrund der Resonanz unter einem Winkel von 90° aus der Richtung parallel zum Magnetfeld zu der dazu senkrechten Richtung gedreht wird. Ähnlich bewirkt der 180 -Impuls als Anregungsimpuls eine solche Magnetresonanz, daß das magnetische Moment des Spinsystems unter einem Winkel von 180° gedreht wird. Der 90°- Impuls wird hauptsächlich benutzt, um das FID-Signal allein zu gewinnen. 90°- und 180°-Impuls zusammen werden häufig zur Gewinnung des Spinechosignals benutzt.
Das bisherige diagnostische Magnetresonanz-Abbildungsgerät oder -system ist mit einem Problem behaftet. Auch wenn die Bedingung zur Erzeugung des 90 - oder des 180 Impulses vorgegeben worden ist, ist die Leistungsbedingung (power condition) des Impulses unweigerlich Änderungen unterworfen, weil sich dann, wenn das Untersuchungsobjekt in die Übertragungsspulen eingebracht wird, der Q-Faktor und die Resonanzfrequenz (fQ) der Spulen in Abhängigkeit von Attributmerkmalen des Untersuchungsobjekts, z.B.
seiner Form, verändern. Bei der Anlegung des Anregungsimpulses weicht dann der Inklinationswinkel des magnetischen Moments des Spinsystems von der Sollgröße von 90° oder 180° ab. Infolgedessen ändern sich Bildgüteeinzelheiten, z.B. Kontrast, Rauschabstand o.dgl., des Magnetresonanz-Bilds, das anhand des FID-Signals oder des Spin-
echosignals erhalten wird, in Abhängigkeit von den Attributmerkmalen (attributes^ des Untersuchungsobjekts.
A Aufgabe der Erfindung ist damit die Schaffung eines Magnetresonanz-Abbildungsgeräts eines vergleichsweise einfachen Aufbaus, bei dem die Leistungsbedingung (power condition) unabhängig von Attributmerkmalen des Unterscuhungsobjekts einwandfrei eingestellt und eine gleichmäßige oder gleichförmige Magnetresonanz-Abbildung erzielt werden kann.
Diese Aufgabe wird durch die im Patentanspruch 1 gekennzeichneten Merkmale gelöst.
Bei einem Maghetresonanz-Abbildungsgerät gemäß der Erfindung wird das rotierende Anregungsmagnetfeld unter sequentieller Änderung der Ubertragungsleistung für die Erzeugung des rotierenden Anregungsmagnetfelds übertragen, während gleichzeitig die Magnetresonanz- oder MR-Signale aufgrund der unterschiedlichen rotierenden Anregungsmagnetfelder der Übertragungsleistungen vom Untersuchungsobjekt empfangen oder abgenommen werden. Die empfangenen MR-Signale werden diskriminiert, und die Übertragungsleistung, bei welcher das maximale empfangene MR-Signal erhalten wird, wird erfaßt (detected). Die Leistungsbedingung des Übertragungsimpulses wird nach Maßgabe der Größe dieser Übertragungsleistung so geregelt, daß der Inklinationswinkel des magnetischen Moments des Spinsystems unabhängig von den Attributmerkmalen des Untersuchungsobjekts eine vorbestimmte Größe annimmt.
Beim erfindungsgemößen MR-Abbildungsgerät wird die (der) optimale Leistungsbedingung (oder -zustand) unabhängig von den Eigenschaften oder Attributmerkmalen des Unter-
suchungsobjekts eingestellt, so daß gleichförmige MR-Abbildungen erhalten werden können.
Im folgenden ist eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 eine schematische Darstellung zur Erläuterung des Prinzips eines MR-Abbildungssystems/
Fig. 2 eine schematische Darstellung zur Erläuterung
des Prinzips der Gewinnung von Projektionsdaten aufgrund der MR-Erscheinung,
Fig. 3 ein Blockschaltbild der Anordnung eines MR-Abbildungsgeräts gemäß der Erfindung,
Fig. 4 ein Blockschaltbild zur Darstellung der genauen Anordnung eines Übertragerabschnitts beim Gerät nach Fig. 3 und
Fig. 5 ein Blockschaltbild zur Darstellung der genauen Anordnung eines Leistungsreglers bei der Anordnung nach Fig. 4.
Die Fig. 1 und 2 sind eingangs bereits erläutert worden.
Fig. 3 veranschaulicht in sehr vereinfachter Darstellung schematisch die Anordnung eines MR-Abbildungsgeräts gemäß der Erfindung.
Dieses MR-Abbildungsgerät umfaßt grundsätzlich einen Übertragungs-Impulsregler 1, einen Übertrager 2, eine Übertragerspule 3 (entsprechend den übertragerspulen C2a und C2b gemäß Fig. 1), eine Empfängerspule 4 (entsprechend den Empfängerspulen C3a und C3b gemäß Fig.1)
sowie einen Empfänger 5. (Ersichtlicherweise ist zusätzlich zu diesen Bauteilen eine nicht dargestellte Anordnung zur Beaufschlagung eines Untersuchungsobjekts mit einem statischen Magnetfeld sowie mit Gradientmagnetfeldern vorgesehen.)
Der (Impuls-)Regler 1 umfaßt z.B. eine Zentraleinheit (CPU), welche die Steuer- oder Regeloperation durchführt, per Impulsregler 1 ändert die an die Übertragerspule 3 zur Erzeugung eines rotierenden Anregungsmagnetfelds angelegte Übertragungsimpulsleistung nach Maßgabe der Attributmerkmale eines nicht dargestellten Untersuchungsobjekts in der Weise, daß ein Inklinationswinkel des magnetischen Moments des Spinsystems eine vorbestimmte Größe annimmt oder erreicht. In der Praxis wird z.B. beim Empfang eines Spinechosignals vom Untersuchungsobjekt über die Empfängerspule 4 das Untersuchungsobjekt mit einem rotierenden Anregungsmagnetfeld (excitation rotating magnetic field) H1 beaufschlagt, während einleitend sequentiell die übertragungsimpulsbreite innerhalb eines vorbestimmten Bereichs geändert wird, um damit die Größe der Übertragungsirapulsleistung zu erreichen, bei welcher der Scheitel- oder Spitzenwert des empfangenen Echosignals am größten wird. Die Übertragungsimpulsleistung bei der radiographischen Untersuchung des Untersuchungsobjekts wird nach Maßgabe dieser Leistungsgröße automatisch eingestellt.
Im folgenden ist der übertrager 2 anhand von Fig. 4 im einzelnen beschrieben.
Gemäß Fig. 4 umfaßt der übertrager 2 einen Oszillator 6, einen Modulator 7, einen Wähler 8, einen Leistungsregler 9, einen ersten, einen zweiten und einen dritten Verstärker 10, 11 bzw. 12, einen Impedanzanpaßkreis 13 und eine Abstimmeinheit 14.
Des Oszillator.6 erzeugt eine kontinuierliche Welle. Der Modulator 7 bewirkt eine Amplitudenmodulation, mittels Impulswelle, der kontinuierlichen Welle vom Oszillator Der Wähler 8 dient zum Wählen einer Amplitude und/oder Breite der Impulswelle, die als Modulationswelle im Modulator 7 dient. Der Leistungsregler 9 regelt die Ausgangsleistung des Modulators 7 nach Maßgabe des Impulsreglers 1, und er regelt schließlich in variabler Weise die Übertragungsimpulsleistung. Die drei Verstärker 10-12 bilden einen dreistufigen Hochfrequenzverstärker. Der erste Verstärker 10 verstärkt ein Ausgangssignal des Leistungsreglers 9. Der zweite Verstärker 11 verstärkt das Ausgangssignal des ersten Verstärkers 10. Der dritte Verstärker 12, als letzte Verstärkerstufe, verstärkt ein Ausgangssignal des zweiten Verstärkers 11. Ein Ausgangssignal des dritten Verstärkers 12 wird über den Impedanzanpaßkreis 13 an die Abstimmeinheit 14 und die Übertragerspule 3 angekoppelt. Die Abstimmeinheit 14 dient zum Abstimmen (to tune) der Übertragerspule 3.
Der Leistungsregler 9 ist nachstehend anhand von Fig. 5 im einzelnen beschrieben.
Der Leistungsregler 9 gemäß Fig. 5 umfaßt Differentialempfänger 15 und 16, eine Verriegelungsschaltung 17, einen Digital/Analog- oder D/A-Wandler 18 und ein Dämpfungsglied 19.
Die Differentialempfänger 15 und 16 nehmen (digitale) Steuer- oder Regelsignale ab, die vom Übertragungs-Impulsregler 1 geliefert werden, und sie empfangen ferner Bits hoher Ordnung bzw. Bits niedriger Ordnung der Steuersignale. Die Verriegelungsschaltung 17 verriegelt (latches) die von den Empfängern 15 und 16 ausgegebenen Steuersignale nach Maßgabe eines vom Impulsregler 1 ge-
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lieferten Takt- oder Zeitsteuersignals (timing signal). Der D/A-Wandler 18 wandelt das in der Verriegelungsschaltung 17 verriegelte Digitalsignal in ein Analogsignal um. Das Dämpfungsglied 19 ist zwischen den Modulator 7 und den ersten Verstärker 10 eingeschaltet, und seine Impedanz variiert in Abhängigkeit von einem Ausgangssignal des D/A-Wandlers 18, um damit ein Signal zu ändern, das vom Modulator 7 zum ersten Verstärker 10 geliefert wird. Das Dämpfungsglied 19 regelt, genauer gesagt, einen Ausgangsstrom vom Modulator 7, und das resultierende Ausgangssignal, das einer Stromregelung unterworfen wurde, wird dem ersten Verstärker 10 eingespeist.
Im folgenden ist die Arbeitsweise des Geräts mit dem beschriebenen Aufbau erläutert.
Vor Beginn einer radiographischen Untersuchung (radiographing) eines Untersuchungsobjekts wird die Übertragungsimpulsleistung durch den Impulsregler 1 auf die im folgenden beschriebene Weise eingestellt.
Nach dem Einrichten des Geräts wird die Bedingung (oder der Zustand) zum Erzeugen des 90 - oder 180 -Impulses von Hand eingestellt. Wie noch näher beschrieben werden wird, kann diese Bedingung (condition) zur Lieferung des richtigen 90°- oder 180 -Impulses (auch) automatisch geregelt werden.
Bei oder nach Untersuchung liefert der Impulsregler 1 zunächst ein Regel- oder Steuersignal zum Übertrager 2, der in Abhängigkeit von diesem Signal so arbeitet, daß mit dem rotierenden Anregungsmagnetfeld das in die Übertragerspule 3 eingebrachte Untersuchungsobjekt beaufschlagt wird. Das von letzterem erzeugte Spinechosignal wird vom Empfänger 5 über die Empfängerspule 4 empfangen oder abgenommen und dem Impulsregler 1 eingespeist.
Der Impulsregler 1 erfaßt und hält (speichert) den Spitzenwert des eingespeisten Spinechosignals und variiert gleichzeitig das Dämpfungsglied 19 im Leistungsregler 9 zur Änderung der Übertragungsimpulsleistung und beaufschlagt auf ähnliche Weise, wie oben beschrieben, das Untersuchungsobjekt mit dem rotierenden Anregungsmagnetfeld. Der Impulsregler 1 hält sodann den Spitzenwert des Spinechosignals im Zusammenhang (in association) mit der Änderung der Übertragungsimpulsleistung.
Auf diese Weise erkennt der Impulsregler 1 auf der Grundlage einer Anzahl von durch Änderung der Übertragungsimpulsleistung angesammelten Spinechosignalen die Übertragungsimpulsleistung, bei welcher der Spitzenwert des Spinechosignals am größten wird, d.h. den Regelzustand des Dämpfungsglieds 19 im Leistungsregler 9. Nach Maßgabe dieses Regelzustands (control state) wird die Übertragungsimpulsleistung entsprechend dem Attributmerkmal des Untersuchungsobjekts eingestellt. Mit anderen Worten:
auch wenn ein Untersuchungsobjekt in die Übertragerspule 3 eingebracht ist und sich der Q-Faktor aufgrund des Attributmerkmals des Untersuchungsobjekts ändert, wird die Leistungsbedingung zur Erzeugung des 90°- oder des 180 -Impulses in Übereinstimmung mit dem Attributmerkmal des Untersuchungsobjekts zweckmäßig eingestellt. Auf diese Weise wird ein Inklinationswinkel des magnetischen Moments des Spinsystems aufgrund (due to) des rotierenden Anregungsmagnetfelds genau auf die vorbestimmte Größe von 90° oder 180° eingestellt.
Nach Abschluß der erwähnten Einstellung wird das rotierende Anregungsmagnetfeld mit (by) der eingestellten Übertragungsimpulsleistung an das Untersuchungsobjekt angelegt, und die MR-Signale vom Untersuchungsobjekt werden über die Empfängerspule 4 gesammelt oder aufgespeichert.
Die vom Untersuchungsobjekt gesammelten MR-Signale werden einem Bildrekonstruktionsprozeß unterworfen, so daß ein Verteilungsbild der MR-Daten gewonnen wird. Dieser Bildrekonstruktionsprozeß ist ähnlich wie beim bisherigen Gerät, weshalb auf eine nähere Beschreibung verzichtet wird.
Das beschriebene Gerät ist mit dem Übertragungs-Impulsregler 1 zum Einstellen eines Inklinationswinkels des magnetischen Moments des Spinsystems auf eine vorbestimmte Größe durch Regelung der zur Erzeugung des rotierenden Anregungsmagnetfelds eingesetzten Übertragungsimpulsleistung nach Maßgabe des Attributmerkmals des Untersuchungsobjekts versehen. Das Untersuchungsobjekt wird einer radiographischen Untersuchung mit der Übertragungsimpuls Ie istung unterworfen, die automatisch in Übereinstimmung mit der Übertragungsimpulsleistung, bei welcher der Spitzenwert des vom Untersuchungsobjekt empfangenen Echosignals am größten ist, durch den übertragungs-Impulsregler 1 eingestellt wurde. Dieses Gerät vernachlässigt daher nicht den Q-Faktor, der beim bisherigen Gerät oder System in Abhängigkeit von der Form o.dgl. des Untersuchungsobjekts variiert, so daß die Leistungsbedingung unabhängig von Attributmerkmalen des Unter- suchungsobjekts zweckmäßig eingestellt werden kann und damit gleichförmige Magnetresonanz-Bilder oder -Abbildungen gewonnen werden können. Da außerdem das MR-Signal, z.B. das Spinecho, das durch das Empfangssystem zur Verwendung bei der eigentlichen (inherent) MR-Messung erfaßt wird, abgegriffen oder erfaßt (detected) und geregelt wird, ist der Aufbau des Geräts auch zweckmäßig und wirtschaftlich und nicht komplexer als unbedingt nötig.
Selbstverständlich ist die Erfindung keineswegs auf die vorstehend dargestellte und beschriebene Ausführungsform
beschränkt, sondern verschiedenen Änderungen und Abwandlungen zugänglich.
Beispielsweise kann beim beschriebenen Gerät das im Leistungsregler 9 vorgesehene Dämpfungsglied 19 so abgewandelt werden, daß es die Amplitude des Übertragungsimpulses ändert und dadurch die Übertragungsimpulsleistung regelt. Da sich jedoch die Übertragungsimpulsleistung aufgrund der Amplitude und/oder der Breite des Übertragungsimpulses ändert, kann Amplitude und/oder Breite des Modulationsimpulses durch den Wähler 8 gemäß Fig. 4 geändert werden, wobei Impulsamplitude und/oder Impulsbreite der Modulationswelle (Ausgangssignal des Oszillators 6) geändert wird und die Übertragungsimpulsleistung ebenfalls geändert werden kann. In diesem Fall stellt somit der Übertragungs-Impulsregler 1 die Übertragungsimpulsleistung über den Wähler 8 ein. Auf diese Weise kann eine ähnliche Wirkung wie bei der beschriebenen Ausführungsform erzielt werden.
Obgleich vorstehend ein Ausführungsbeispiel des Geräts, bei dem das Spinechosignal empfangen oder abgenommen wird, beschrieben ist, ist die Erfindung auch auf ein Gerät anwendbar, bei dem auf ähnliche Weise das FID-Signal empfangen oder abgenommen wird.
Die Erfindung ist auch nicht auf das beschriebene Gerät beschränkt, bei dem die Projektionsrekonstruktionsmethode angewandt wird. Vielmehr ist sie auch auf ein MR-Abbildungsgerät oder -system anwendbar, welches die sog.
Fouriersche Transformationsmethode, wie die sog. Spinwarp-Methode, anwendet, wobei ein Untersuchungsobjekt mit Anregungsimpu?.sen beaufschlagt wird, ein in einer vorgeschriebenen Richtung geneigtes (inkliniertes) Magnetfeld an das Untersuchungsobjekt angelegt wird und damit die
MR-Signale phasenmoduliert werden, und die modulierten Signale einer Fourierschen Transformation unterworfen werden.

Claims (11)

Patentansprüche
1. Magnetresonanz-Abbildungsgerät, umfassend eine Magnetfelderzeugungseinrichtung zum Erzeugen eines statisehen Magnetfelds und eines Gradientmagnetfelds, mit denen ein Untersuchungsobjekt beaufschlagbar ist, eine Einheit (2) zum Anlegen eines rotierenden Anregungsmagnetfelds zur Anregung einer magnetischen Resonanz in dem mit dem statischen Magnetfeld und dem Gradientmagnetfeld beaufschlagten Untersuchungsobjekt, wobei diese Einheit (2) eine Leistungsregeleinheit (9) zur Regelung der Leistung des rotierenden Anregungsmagnetfelds aufweist, eine Einheit (5) zum Empfangen eines Magnetresonanz- oder MR-Signals aufgrund der magnetischen Resonanz, die im Untersuchung sobjekt infolge des statischen Magnetfelds, des Gradientmagnetfelds und des rotierenden Anregungsmagnetfelds hervorgerufen wird, und eine BiIdrekonstruktions-Verarbeitungseinheit zum Rekonstruieren eines (einer) Magnetresonanzbilds (oder -abbildung) anhand des von der Empfangseinheit (5) empfangenen MR-Signals, gekennzeichnet durch eine Regeleinheit (1) zum Regeln oder Ansteuern der Leistungsregeleinheit (9) in Abhängigkeit von dem von der Empfangseinheit (5) empfangenen MR-Signal.
2. Magnetresonanz-Abbildungsgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Regeleinheit eine Einrichtung zum Erfassen oder Abgreifen von übertragungsleistungsdaten bei Empfang des maximalen Magnet-
resonanz- oder MR-Signals durch die Empfangseinheit aufweist, das üntersuchungsobjekt mit dem rotierenden Anregungsmagnetfeld unter sequentieller Änderung der Ubertragungsleistung durch Ansteuerung der Leistungsregeleinheit beaufschlagt, die Ubertragungsleistung, bei der das maximale MR-Signal erhalten wird, nach Maßgabe eines von der Empfangseinheit zu diesem Zeitpunkt gewonnenen Empfangssignals erfaßt oder abgreift und die Leistungsregeleinheit in überein-Stimmung mit den erfaßten oder abgegriffenen Daten ansteuert (controls) .
3. Magnetresonanz-Abbildungsgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Regeleinheit eine Einrichtung ist, die auf ein Spinechosignal anspricht, das aufgrund der magnetischen Resonanz erzeugt wird,
4. Magnetresonanz-Abbildungsgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Regeleinheit eine Einrichtung ist, die auf ein Freiinduktionsabfall- oder FID-Signal anspricht, das aufgrund der magnetischen Resonanz erzeugt wird.
5. Magnetresonanz-Abbildungsgerät nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, daß die Leistungsregeleinheit eine Einrichtung zur Einstellung eines Inklinationswinkels eines Spinsystems aufgrund der magnetischen Resonanz im Untersuchungsobjekt auf eine vorbestimmte Größe ist.
6. Magnetresonanz-Abbildungsgerät nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die vorbestimmte Größe des Inklinationswinkels des Spinsystems 90° beträgt.
7. Magnetresonanz-Abbildungsgerät nach Anspruch 5,
dadurch gekennzeichnet, daß die vorbestimmte Größe des Inklinationswinkels des Spinsystems 180° beträgt.
8. Magnetresonanz-Abbildungsgerät nach Anspruch 5,
dadurch gekennzeichnet, daß die vorbestimmte Größe des Inklinationswinkels des Spinsystems 90° und 180° beträgt.
9. Magnetresonanz-Abbildungsgerät nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, daß die Leistungsregeleinheit eine Einrichtung zum Einstellen einer Amplitude eines Signals zum Erzeugen des rotierenden Anregungsmagnetfelds ist.
10. Magnetresonanz-Abbildungsgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Leistungsregeleinheit eine Einrichtung zum Einstellen einer Zeitbreite eines Signals zum Erzeugen des rotierenden Anregungsmagnetfelds ist.
11. Magnetresonanz-Abbildungsgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Leistungsregeleinheit eine Einrichtung zum Einstellen einer Amplitude und einer Zeitbreite eines Signals zum Erzeugen des rotierenden Anregungsmagnetfelds ist.
DE19863605162 1985-02-19 1986-02-18 Magnetresonanz-abbildungsgeraet Ceased DE3605162A1 (de)

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