DE19814677B4

DE19814677B4 - Korrektur einer durch Maxwell-Terme verursachten Verschlechterung eines Axial-Bild-Signals

Info

Publication number: DE19814677B4
Application number: DE19814677A
Authority: DE
Inventors: Yiping Du; Xiaohong Franklin Zhou; Matthew Waukesha Bernstein; Joseph Kenneth Milwaukee Maier
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1997-07-01
Filing date: 1998-04-01
Publication date: 2009-10-08
Anticipated expiration: 2018-04-02
Also published as: DE19814677A1; JP4301597B2; US5917323A; JPH11104110A; IL124975A0

Abstract

Verfahren zur Kompensation von Maxwell-Term-bezogenen Fehlern, die durch Abbildungsgradienten in einem NMR-System während der Erfassung eines NMR-Bildes unter Verwendung einer Impulsfolge erzeugt werden, mit den Schritten
a) Erzeugen eines RF-Anregungsimpulses,
b) Erzeugen eines Schnittauswahlgradienten zusammen mit dem RF-Anregungsimpuls zur Anregung von Spins in einem Schnitt an einer Entfernung (z) vom Systemisozentrum,
c) Erzeugen eines Auslesegradienten, der in der Polarität zur Erzeugung einer Folge von NMR-Gradientenechosignalen alterniert,
d) Erzeugen eines Phasenkodierungsgradienten zur individuellen Ortskodierung der NMR-Echosignale,
e) Kompensieren einer Maxwell-Phase, die in den NMR-Echosignalen durch den alternierenden Auslesegradienten erzeugt wird, durch einen Kompensationsgradienten, und
f) Erfassen der NMR-Gradientenechosignale und Rekonstruieren eines Bildes unter Verwendung der Signale.

Description

Die Erfindung bezieht sich auf kernmagnetische Resonanzabbildungsverfahren und -systeme. Insbesondere betrifft die Erfindung die Korrektur von Bildartefakten, die durch Maxwell-Terme verursacht werden, die durch Abbildungsgradienten in Magnetresonanz-Abbildungssystemen (MRI-Systemen) erzeugt werden.
Wird eine Substanz wie menschliches Gewebe einem gleichmäßigen magnetischen Feld (Polarisationsfeld B₀) ausgesetzt, versuchen sich die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe mit diesem Polarisationsfeld auszurichten, präzedieren jedoch darum an ihrer charakteristischen Larmorfrequenz. Wird die Substanz oder das Gewebe einem magnetischen Feld (Anregungsfeld B₁) ausgesetzt, das sich in der x-y-Ebene und nahe der Larmorfrequenz befindet, kann das nettoausgerichtete Moment M_z in die x-y-Ebene gedreht oder gekippt werden, um ein netto-transversales magnetisches Moment M_t zu erzeugen. Durch die angeregten Spins wird ein Signal emittiert, und nachdem das Anregungssignal B₁ aufgehört hat, kann dieses Signal empfangen und zur Ausbildung eines Bildes verarbeitet werden.
Bei der Verwendung dieser Signale zur Erzeugung von Bildern werden Magnetfeldgradienten (G_x, G_y, und G_z) verwendet. Typischerweise wird das abzubildende Gebiet durch eine Folge von Meßzyklen abgetastet, in denen sich diese Gradienten entsprechend dem verwendeten bestimmten Lokalisierungsverfahren verändern. Der resultierende Satz empfangener kernmagnetischer Resonanzsignale (NMR-Signale) wird zur Rekonstruktion des Bildes unter Verwendung eines vieler bekannter Rekonstruktionsverfahren digitalisiert und verarbeitet.
Es ist bekannt, daß Unvollkommenheiten in den linearen Magnetfeldgradienten (G_x, G_y und G_z) Artefakte in den rekonstruierten Bildern erzeugen. Es ist beispielsweise ein bekanntes Problem, daß durch Gradientenimpulse erzeugte Wirbelströme das Magnetfeld verzerren und Bildartefakte erzeugen. Verfahren zur Kompensation derartiger Wirbelstromfehler sind bekannt und beispielsweise in der US 4 698 591 , der US 4 950 994 und der US 5 226 418 offenbart.
Es ist auch bekannt, daß die Gradienten über das gesamte Abbildungsvolumen nicht perfekt gleichmäßig sein können, was zu einer Bildverzerrung führen kann. Verfahren zur Kompensation dieser Ungleichmäßigkeit sind bekannt und beispielsweise in der US 4 591 789 beschrieben.
Abgesehen von nicht kompensierten Wirbelstromfehlern und Fehlern aufgrund der Ungleichmäßigkeit der Gradienten, die der Korrektur entkommen, kann angenommen werden, daß die Magnetfeldgradienten (G_x, G_y und G_z) lineare Magnetfelder exakt wie programmiert erzeugen und somit die NMR-Daten genau räumlich bzw. örtlich kodiert werden. Mit diesen Gradienten ist das Gesamtmagnetfeld am Ort (x, y, z) herkömmlicherweise durch B₀ + G_xx + G_yy + G_zz gegeben, und die Richtung des Feldes befindet sich üblicherweise entlang der z-Achse. Diese Beschreibung ist allerdings nicht ganz korrekt. Solange ein linearer Magnetfeldgradient angelegt wird, wird das Gesamtmagnetfeld von der z-Achse weggeschwenkt und seine Amplitude zeigt Ortsabhängigkeiten höherer Ordnung (x², y², z², x²z, ...). Diese Phänomene sind eine direkte Folge der Maxwell-Gleichungen, die fordern, daß das Gesamtmagnetfeld die folgenden zwei Bedingungen erfüllt: ∇·B = 0 und ∇ × B = 0. Die Magnetfelder höherer Ordnung, die als Maxwell-Terme (oder Maxwell-Felder) bezeichnet werden, stellen einen grundlegenden physikalischen Effekt dar, und stehen nicht mit den Wirbelströmen oder Unvollkommenheiten bei der Hardwareentwicklung und -herstellung in Verbindung. Obwohl die Maxwell-Terme seit einem Jahrzehnt bekannt sind, wurde ihr Einfluß auf die Abbildung aufgrund ihrer vernachlässigbaren Wirkung unter herkömmlichen Abbildungsbedingungen weitgehend ignoriert.
Bei einer in einem supraleitenden Magneten ausgeführten axialen Echo-Planar-Abbildung (EPI) wurde beobachtet, daß sich bei einem Bild in einem Schnitt außerhalb des Mittelpunkts (z ≠ 0) die Signalamplitude verringert, wenn sich die z-Verschiebung des Schnitts erhöht. Dieses Artefakt führt zu einer Anzahl von Problemen. Die Veränderung der Signalintensität kann klinische Diagnosen und therapeutische Planung beeinträchtigen, insbesondere wenn ein Stapel von benachbarten axialen zweidimensionalen Bildern auf andere Ebenen neu formatiert bzw. umformatiert wird. Der Verlust der Signalintensität verringert auch das Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) der Bilder.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, die Signalverschlechterung bei axialen Bildern zu verhindern, die aus dem Isozentrum des Systems verschoben sind.
Es wurde herausgefunden, daß für einen gegebenen axialen Ort und eine gegebene Impulsfolge die ortsquadratische Maxwell-Phasendispersion, die für die Signalverschlechterung verantwortlich ist, berechnet und durch eine örtlich-lineare Phase angenähert werden kann. Die Impulsfolge kann dann durch Addition eines Gradientenimpulses oder von Gradientenimpulsen, die die Maxwell-Phase beseitigen, kompensiert werden.
Die vorstehend angeführte Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Verfahren zur Verringerung von Bildartefakten in axialen Bildern mit z-Verschiebung, die durch Maxwell-Terme verursacht werden, gelöst. Das heißt, die Erfindung bietet eine Verbesserung einer Impulsfolge, die einen alternierenden Auslesegradienten zur Erzeugung einer entsprechenden Folge von Echosignalen verwendet, um die Signalverschlechterung aufgrund der Phasendispersion zu kompensieren, die durch Maxwell-Felder erzeugt wird, die wiederum durch Abbildungsgradienten verursacht werden. Diese Kompensation wird durch Addition einer Gradientenfläche zu einem vorhandenen Gradien tenimpuls oder durch Addition eines Gradientenimpulses oder durch Addition einer Folge von Gradientenimpulsen, die den Maxwell-Phasenfehler ausgleichen, erreicht. Der Kompensationsgradient kann als einzelner Impuls vor der Erfassung der NMR-Signale oder als Impuls geringer Amplitude angelegt werden, der über die Datenerfassung angelegt wird. Der Kompensationsgradient kann auch als Folge kleinerer Gradientenimpulse angelegt werden, die zwischen der Erfassung jedes NMR-Signals oder während jeder NMR-Signalerfassung angelegt wird. Bei einer Spin-Echo-Planar-Abbildung kann die Kompensation auch durch Addition eines bipolaren Gradientensignalverlaufs oder eines flußkompensierten tripolaren Gradientensignalverlaufs in der Frequenzkodierungsachse vor dem 180-Grad-Nachfokussier-Hochfrequenzimpuls ausgeführt werden.
Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher beschrieben.
Es zeigen:
1 ein Blockschaltbild eines Magnetresonanz-Abbildungssystems nach dem Stand der Technik, das die Erfindung anwendet,
2 ein Blockschaltbild der Sende-/Empfangseinrichtung, die einen Teil des in 1 gezeigten MRI-Systems bildet,
3 eine graphische Darstellung einer EPI-Impulsfolge nach dem Stand der Technik bei der die Erfindung angewendet wird,
4 bis 8 graphische Darstellungen der bei der Impulsfolge in 3 durchgeführten Veränderungen, um fünf bevorzugte Verfahren der Erfindung auszugestalten,
9 eine graphische Darstellung zur Veranschaulichung, wie eine Signalverschlechterung korrigiert wird, wenn die Erfindung angewendet wird, und
10 eine graphische Darstellung eines Abschnitts des Auslesegradientensignalverlaufs in einer EPI-Impulsfolge.
Allgemeine Beschreibung der Erfindung
Die Maxwell-Terme sind im wesentlichen Ortsgradienten höherer Ordnung (zweiter Ordnung, dritter Ordnung, usw.), die durch die linearen Magnetfeldgradienten (x-, y- und z-Gradienten) erzeugt werden. Diese Terme können direkt aus den Maxwell-Gleichungen hergeleitet werden. Entsprechend den Maxwell-Gleichungen muß ein Magnetfeld B → die folgenden zwei Bedingungen erfüllen: ∇ →·B → = 0 (Divergenzgleichung), (1a)
wobei ∇ → der Differentialoperator (∇ → = i ^∂/∂x + j ^∂/∂y + k ^∂/∂z), E → das elektrische Feld, J → die Stromdichte und μ₀ und ε₀ jeweils die Permeabilitätskonstante und die Dielektrizitätskonstante im freien Raum sind. Sind keine wirklichen und Verschiebungsstromdichten vorhanden, verringert sich Gleichung (1b) zu: ∇ → × B → = 0 →. (1c)
Aus den Gleichungen (1a) und (1c) wird folgendes erhalten:
Die vorstehenden vier Gleichungen (2) und (3a) bis (3c) enthalten im ganzen neun partielle Ableitungen, von denen lediglich fünf unabhängig sind. Die nächste Aufgabe besteht in der Auswahl dieser fünf unabhängigen Variablen. Mit
(G_x, G_y und G_z sind die linearen Gradienten) können G_x, G_y und G_z leicht als die ersten drei unabhängigen Variablen ausgewählt werden. Für ein radial symmetrisches G_z-Feld in Zylinderkoordinaten sollten ∂B_x/∂x und ∂B_y/∂y identisch sein. Jedoch wird zum Abdecken eines allgemeineren Falls ein dimensionsloser Symmetrieparameter α als vierte unabhängige Variable gewählt:
Die letzte unabhängige Variable kann geeignet (beruhend auf Gleichung (3a)) zu
gewählt werden. An diesem Punkt können alle in den Gleichungen (2) und (3) beschriebenen partiellen Ableitungen unter Verwendung der fünf unabhängigen Variablen G_x, G_y, G_z, α und g wie folgt ausgedrückt werden:
Mit all diesen Termen ergibt sich das Gesamtmagnetfeld zu: B → = i ^Bx + j ^By + k ^Bz, (7)wobei sich für die erste Ordnung folgendes ergibt:
Die vorstehenden Gleichungen weisen zwei wichtige Implikationen auf. Zum einen ist das B₀-Feld aufgrund der transversalen Felder B_x und B_y nicht länger entlang der z-Achse ausgerichtet. Zum zweiten ist die Amplitude des B₀-Feldes nicht einfach durch B = B₀ + G_xx + G_yy + G_zz gegeben, sondern durch
(B₀ + G_xx + G_yy + G_zz stellt lediglich die z-Komponente des Gesamtfeldes dar). Werden drei sequentielle Taylorreihenentwicklungen bei Gleichung 9 jeweils bezüglich x, y und z durchgeführt, ist ersichtlich, daß das Magnetfeld nicht mehr nur seine regulären Ortsabhängigkeiten nullter und erster Ordnung aufweist, sondern auch Ortskomponenten höherer Ordnung zeigt. Das Ergebnis der Taylorreihenentwicklung bis zur zweiten Ordnung ist durch Gleichung 10 gegeben:
Für Gradientensysteme, die bei der Magnetresonanzabbildung (MRI) verwendet werden, ist g = 0 und α ≈ 1/2 (aufgrund der Zylindersymmetrie). Unter diesen Bedingungen vereinfacht sich Gleichung 10 zu:
Die Gleichungen (10) und (11) zeigen an, daß, immer wenn ein linearer Magnetfeldgradient angelegt wird, Gradientenfelder höherer Ordnung erzeugt werden, um die Maxwell-Gleichungen zu erfüllen. Diese Gradientenfelder höherer Ordnung werden als Maxwell-Terme oder Maxwell-Felder bezeichnet.
Unter Einbeziehung der Maxwell-Terme ergibt sich die zweidimensionale NMR-Signalgleichung zu:

wobei γ das gyromagnetische Verhältnis, B_M das Maxwell-Magnetfeld und ϕ_M der zugehörige Phasenfehler ist. Wie aus den Gleichungen (12a) bis (12c) ersichtlich ist, hängt der Maxwell-Phasenfehler von den Einzelheiten jeder Impulsfolge ab. In einigen Impulsfolgen kann der Phasenfehler null oder vernachlässibar sein, und verursacht somit keine Bildverschlechterung. In den meisten anderen Folgen wird jedoch ein nicht vernachlässibarer Phasenfehler erzeugt, der zu verschiedenen Bildqualitätsproblemen, wie Verzerrung, Geisterbildbildung, Bildverschiebung, Schattierung, Unschärfe und Intensitätsverringerung führt.
Bei einer axialen Echo-Planar-Abbildung (EPI), die in einem horizontal angeordneten supraleitenden Magneten ausgeführt wird, kann der Auslesegradient G →_ro entlang entweder der x- oder y-Achse angelegt werden. Im allgemeinen Fall kann G →_ro wie folgt ausgedrückt werden: G →ro = i ^Gx + j ^Gy, (13a)
wobei i ^ und j ^ jeweils Einheitsvektoren in der G_x- und G_y-Richtung sind. Gleichung (13a) gilt auch für schräge Abtastungen, obwohl schräge Abtastungen in der axialen Ebene selten verwendet werden. Nach Gleichung (11) ist der durch die G_x- und/oder G_y-Gradienten erzeugte z²-Maxwell-Term gegeben durch:
wobei B₀ das Hauptmagnetfeld ist. Durch Zusammenfügen der Gleichungen (13b) und (14) wird folgendes erhalten:
Das Maxwell-Feld B_M verschwindet am zentralen Schnitt (z = 0), vorausgesetzt, der Schnitt ist infinitesimal dünn. Für Schnitte außerhalb des Zentrums erhöht sich B_M allerdings parabolisch bezüglich des Schnittorts z.
Das durch den Auslesegradienten induzierte Maxwell-Feld B_M erzeugt eine sich zeitlich ändernde Phase, die Maxwell-Phase genannt wird. Die Maxwell-Phase akkumuliert während der Echokette und unterscheidet sich somit von Echo zu Echo. Die Bildintensität eines Schnitts ist jedoch primär durch den Mittelpunkt bzw. das Zentrum der k-Raum-Daten bestimmt. Die Signalintensitätsverschlechterung eines axialen Schnitts kann unter Verwendung der Maxwellphase entsprechend dem Echo mit k_y = 0 geschätzt werden:
wobei G_ro0 die Gradientenamplitude des Auslesefensters, N_TE (= 1, 2, 3, ...) der Index des k_y = 0 entsprechenden Echos, t_echo das Zeitintervall zwischen zwei aufeinanderfolgenden Echos (d. h. der Echoabstand) und t_rise die Anstiegszeit des Auslesegradienten sind, wie es in 10 dargestellt ist. Der zweite Term in den Gleichungen (17) bis (19) erklärt die Differenz in der Maxwell-Phase, die durch die Vor-Phasen-Keule und eine Hälfte einer Auslesegradientenkeule erzeugt wird, wie es in 10 gezeigt ist:
wobei G_pp die Gradientenamplitude des Vor-Phasenimpulses, t_pp die Impulsdauer des Vor-Phasenimpulses und t_R die Rampendauer des Vor-Phasenimpulses ist. Im folgenden wird ein Koeffizient ε definiert:
so daß
Es wird eine lineare axiale Phase ψ_M zur Näherung der quadratischen axialen Phase verwendet. Die lineare Phase weist die gleiche Steigung wie die quadratische Phase am Zentrum des Schnitts z₀ auf: ψM(z0, z) = 2εNTEz0z + const, für –Δz/2 < z – z0 < Δz/2. (22)
Die zusätzliche konstante Phase in Gleichung 22 trägt nicht zur Signalintensität in einem Größenordnungsbild bei. Es ist unkompliziert, den Signalverlust für einen Schnitt an z₀ auf grund der in 22 gezeigten linearen axialen Phasendispersion zu finden:
wobei s(z = z₀) die Signalintensität für den Schnitt an z₀, s(z = 0) die Signalintensität für den Schnitt am Isozentrum und m₀ die Magnetisierung des Schnitts ist. In Gleichung 23 wird angenommen, daß der Schnitt ein rechteckiges Profil hat. Eine numerische Simulation zeigt, daß der Signalverlust aufgrund einer in Gleichung 22 gezeigten linearen Phasendispersion nahezu gleich dem Signalverlust aufgrund einer quadratischen Phasendispersion wie in Gleichung 21 gezeigt für eine herkömmliche Schnittdicke ist.
Die durch Gleichung 22 angezeigte Phasendispersion kann weitgehend durch Addition einer entsprechenden linearen axialen Phase kompensiert werden. Dies kann durch Addition einer Gradientenfläche zu dem Schnittauswahlsignalverlauf G_z erreicht werden, was die quadratische Maxwell-Phase kompensiert. Es wurden vier verschiedene Verfahren zum Erreichen dieser Phasenkompensation entwickelt.
In dem ersten Verfahren wird eine Gradientenkeule zur Erzeugung einer linearen axialen Phase addiert, die die quadratische Maxwell-Phase an TE (d. h. an dem Echo mit k_y = 0 bei einer Einzel-Aufnahme-EPI) kompensiert. Die Steigung dieser linearen Phase sollte die gleiche Größenordnung jedoch das entgegengesetzte Vorzeichen zu der quadratischen Maxwell-Phase an z₀ haben. Diese Gradientenfläche kann zu einer vorhandenen Gradientenkeule wie dem rechten Brechimpuls des 180-Grad-Impulses in der Spin-Echo-Planar-Abbildung oder der Nachfokussiergradientenkeule bei einer Gradienten-Echo-Planar- Abbildung addiert werden. Alternativ dazu kann die Fläche unter Verwendung einer neuen Gradientenkeule hinzugefügt werden. Die Fläche einer trapezförmigen Gradientenkeule bei dem Schnittauswahlgradienten wird dafür wie folgt berechnet.
Hat die Gradientenkeule eine Anstiegszeit t₁, eine Impulsdauer von t_base und eine Gradientenamplitude G_zo an ihrem flachen Verlauf, erzeugt die Kompensationsgradientenkeule eine lineare Phase entlang der z-Richtung:
wobei A_z0 die Fläche der trapezförmigen Keule ist. Die Phasenakkumulation aus dieser Gradientenkeule ist für den Schnitt am Isozentrum 0, und erhöht sich linear, wenn sich die z-Verschiebung des Schnitts erhöht.
Zur Kompensation der durch das Maxwell-Feld an z₀ erzeugten quadratischen Phase durch die durch diese trapezförmige Keule erzeugte lineare Phase sollte folgende Beziehung gelten:
wobei ψ_M(z₀, z) durch Gleichung (22) gegeben ist. Unter Verwendung der Gleichungen (22), (24) und (25) sollte die Fläche der trapezförmigen Keule Az0 = –2γ εNTEz0, (26)sein. Durch Kombination der Gleichungen (24) und (26) ergibt sich die Amplitude der trapezförmigen Keule zu:
Mit festem t_base und t₁ ist die Gradientenamplitude G_z0 proportional zur z-Verschiebung z₀.
Da die Maxwell-Phase akkumuliert, wenn jede EPI-Impulsfolge fortschreitet, zeigt jedes erfaßte Echo eine unterschiedliche Maxwell-Phase. Beim zweiten erfindungsgemäßen Verfahren wird die durch Gleichung (27) definierte Gradientenfläche in „Gradientenklicks” zwischen aufeinanderfolgenden Echos eingeteilt. Dieses Verfahren liefert eine Zwischen-Echo-Korrektur der Maxwell-Phase. Unter Verwendung dieses Verfahrens wird die Fläche jedes Klicks bestimmt durch:
Ist der zweite Ausdruck in den Gleichungen (17) bis (19) nicht vernachlässigbar, sollte die Fläche des ersten Klicks derart modifiziert werden, daß sie den Beitrag aus dem Ausdruck enthält. Die Kompensation kann weiter durch Anwenden einer In-Echo-Korrektur verfeinert werden. Unter Verwendung dieses Verfahrens (das heißt, des dritten Verfahrens) wird eine trapezförmige Gradientenkeule mit kleiner Gradientenamplitude bei dem Schnittauswahlgradienten während jeder Echoerfassung angewendet. Beim Vorhandensein dieses Gradienten wird die Maxwell-Phase für jeden abgetasteten Punkt kompensiert. Die Amplitude der addierten trapezförmigen Gradientenkeule ist bestimmt durch:
Die durch Gleichung (29) gegebene Gradientenamplitude kann auch zur Kompensation der Maxwell-Phase in einer Echo-Planar-Abbildung angewendet werden, bei der eine Rampenabtastung verwendet wird.
Eine weitere Verfeinerung des Kompensationsverfahrens (d. h. das vierte Verfahren) besteht in der Anwendung eines konstanten Schnittauswahlgradienten während des Ausleseabschnitts der EPI-Impulsfolge. Dieses Verfahren ist eine Näherung des dritten Verfahrens. Dieses Verfahren liefert eine fast vollständige Kompensation des Maxwell-Feldeffekts. Dieses Verfahren weist auch einen reduzierten Spitzenwert dB/dt verglichen mit dem vorstehend beschriebenen zweiten und dritten Verfahren auf, da es kein Schalten des Schnittauswahlgradienten erfordert, wenn sich der Auslesegradient im Rampenabschnitt seines Signalverlaufs befindet. Ein derartiger reduzierter Spitzenwert dB/dt hilft bei der Verhinderung einer möglichen peripheren Nervenstimulierung. Unter Verwendung dieses Verfahrens ist die Amplitude des konstanten Schnittauswahlgradienten gegebenen durch:
Ein weiterer Versuch zur Kompensation der Spin-Echo-Planar-Abbildungs-Impulsfolge besteht in der Addition von Gradientenfeldkeulen zu der Auslesegradientenkette (fünftes Verfahren). Um die Ortskodierung entlang der Ausleseachse nicht auseinanderzureißen, sollte dieser Kompensationsfeldgradient eine Nettofläche von null haben. Dies kann mit einem bipolaren Signalverlauf oder einem Geschwindigkeits-kompensierten Drei-Keulen-Signalverlauf erreicht werden, und sollte vor dem 180°-Hochfrequenz(-RF)-Impuls angewendet werden. Die durch diesen bipolaren Signalverlauf erzeugte Maxwell-Phase sollte die gleiche wie die durch die NTE-Auslesegradientenkeulen in der EPI-Impulsfolge vor dem Echo entsprechend k_y = 0 erzeugte sein. Wenn beispielsweise die Dauer und die Anstiegszeit dieses bipolaren Signalverlaufs jeweils gleich 2t_echo und t_rise sind, ist die erforderliche Gradientenamplitude G_M des bipolaren Signalverlaufs höher als die Amplitude des Auslesegradienten:
Ist die in Gleichung (31) gezeigte Gradientenamplitude höher als die durch die Gradientensysteme unterstützte maximale Amplitude, muß die Dauer des bipolaren Signalverlaufs ausgedehnt werden. Diese Lösung weist den Vorteil auf, daß der hinzugefügte bipolare Signalverlauf von der z-Verschiebung eines axialen Schnitts unabhängig ist. Jedoch kann das Erfordernis eines bipolaren Signalverlaufs mit einer sehr hohen Gradientenamplitude oder einer langen Dauer die Anwendung dieser Lösung bei Vorschriften verhindern, die ein großes N_TE und eine hohe Auslesegradientenamplitude verwenden. Diese Lösung ist auch bei einer Gradienten-Echo-Planar-Abbildung nicht anwendbar, bei der kein 180°-Nachfokussier-RF-Impuls vorhanden ist.
Obwohl die Maxwell-Term-induzierte Signalverschlechterung bei axialen Schnitten mit einem horizontal angeordneten supraleitenden Magneten am auffälligsten ist, können auch bei sagittalen oder koronalen Bildern ähnliche Probleme beobachtet werden. Beispielsweise ergibt sich bei einem koronalen Bild (xz-Ebene), das unter Verwendung von G_z als Auslesegradienten erfaßt wird, der entsprechende Maxwell-Term zu:
Der erste Ausdruck in Gleichung (32) verursacht eine Bildverzerrung in der Ebene, und der zweite Ausdruck erzeugt eine quadratische Phase entlang der Schnittauswahlrichtung (y-Richtung), wodurch eine Signalverschlechterung ähnlich jener für axiale Bilder diskutierten verursacht wird. Alle theoretischen Analysen und Korrekturverfahren für axiale Bilder sind gleichermaßen bei koronalen und sagittalen Bildern anwendbar, außer wenn der Koeffizient des Maxwell-Terms viermal kleiner ist. Wenn der Auslesegradient entlang der x-Achse in einem koronalen Bild gewählt wird, wird kein quadratisches Maxwell-Feld entlang der y-Richtung erzeugt. Daher zeigt das Bild keine Signalverschlechterung. Das gleiche Argument gilt auch für sagittale Bilder mit einer Ausleserichtung entlang der y-Achse.
Bei der Analyse der Maxwell-Terme wurde eine horizontal angeordnete supraleitende Magnetanordnung angenommen. Wenn ein Vertikalfeld-Permanentmagnet oder ein resistiver Vertikalfeldmagnet verwendet wird, entspricht die physikalische z-Achse der Vorne-Hinten-Richtung des Patienten. Daher zeigen die koronalen Bilder die auffallendste Signalverschlechterung. Die gleichen Prinzipien zur Korrektur der Artefakte bei axialen Schnitten in einem supraleitenden Magneten sind gleichermaßen bei diesem Fall mit lediglich untergeordneten Notationsänderungen anwendbar.
In den Fällen, in denen die Maxwell-Phase aufgrund des Phasenkodierungsgradienten nicht vernachlässigbar wird, wie bei einer Mehrfach-Aufnahme-EPI mit einer großen Anzahl von Aufnahmen, sollte die Maxwell-Phasenberechnung auch den Beitrag aus Phasenkodierungs- und Vor-Phasenkodierungs-Gradientensignalverläufen enthalten.
Die vorstehend beschriebenen Korrekturverfahren für den Maxwell-Feldeffekt können leicht an die Fälle angepaßt werden, in denen ein nicht-trapezförmiger Signalverlauf, beispielsweise ein sinusförmiger Signalverlauf, zum Auslesen verwendet wird. Die in Gleichung (19) gezeigte Maxwell-Phasenberechnung sollte dementsprechend modifiziert werden.
Eine weitere Variation des Auslesegradienten kann in den sogenannten asymmetrischen oder Sprung-Echo-(„Skip-Echo”)EPI-Folgen gefunden werden. In diesen Folgen werden Echos lediglich dann erfaßt, wenn die Auslesegradientenkeulen die gleiche Polarität haben. Bei einer Gradientenecho- und Spinecho-(GRASE-)-Folge ist die Echokette eine Kombination von Spinechos und Gradientenechos. Die vorstehend angeführten Korrekturverfahren können auch zur Korrektur des Maxwell-Feldeffekts bei der asymmetrischen EPI und GRASE modifiziert werden.
In den Fällen, in denen eine Rampenabtastung verwendet wird, kann das erste, zweite, vierte und fünfte Korrekturverfahren ohne Modifikation angewendet werden. Jedoch muß das dritte Verfahren für eine richtige Korrektur modifiziert werden.
Beschreibung der bevorzugten Ausführungsbeispiele
1 zeigt die Hauptkomponenten eines bevorzugten Magnetresonanz-Abbildungssystems (MRI-Systems) nach dem Stand der Technik. Der Betrieb des Systems wird von einer Bedienerkonsole 100 aus gesteuert, die eine Tastatur und ein Steuerpult 102 und eine Anzeigeeinrichtung 104 enthält. Die Konsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit einem separaten Computersystem 107, das einem Bediener die Steuerung der Erzeugung und die Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm bzw. der Anzeigeeinrichtung 104 ermöglicht. Das Computersystems 107 enthält eine Anzahl von Einrichtungen, die miteinander über eine Rückwandplatine kommunizieren. In diesen sind eine Bildverarbeitungseinrichtung 106, eine Zentraleinheit (CPU) 108 und eine Speichereinrichtung 113 enthalten, die in der Technik als Vollbildpuffer zur Speicherung von Bilddaten bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111 und einem Bandlaufwerk 112 zur Speicherung von Bilddaten und Programmen verbunden, und kommuniziert über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115 mit einer separaten Systemsteuerung 122.
Die Systemsteuerung 122 enthält eine Gruppe von miteinander durch eine Rückwandplatine verbundenen Einrichtungen. In diesen sind eine Zentraleinheit (CPU) 119 und eine Impulserzeugungseinrichtung 121 enthalten, die über eine serielle Verbindung 125 mit der Bedienerkonsole 100 verbunden ist. Über diese Verbindung 125 empfängt die Systemsteuerung 122 Befehle von dem Bediener, die die durchzuführende Abtastfolge anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 betätigt die Systemkomponenten zur Ausführung der gewünschten Abtastfolge. Sie erzeugt Daten, die den Zeitpunkt, die Amplitude und die Form der RF-Impulse, die zu erzeugen sind, und den Zeitpunkt und die Länge des Datenerfassungsfensters anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 ist mit einer Gruppe von Gradientenverstärkern 127 verbunden, um den Zeitpunkt und die Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse anzuzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungssteuereinrichtung 129, die Signale von einer Vielzahl unterschiedlicher mit dem Patienten verbundener Sensoren, wie EKG-Signale von Elektroden oder Atmungssignale von einer Lunge empfängt. Schließlich ist die Impulserzeugungseinrichtung 121 mit einer Abtastraumschnittstellenschaltung 133 verbunden, die Signale von verschiedenen mit dem Zustand des Patienten und des Magnetsystems assoziierten Sensoren empfängt. Über die Abtastraumschnittstellenschaltung 133 empfängt auch ein Patientenpositionierungssystem 134 Befehle zur Bewegung des Patienten an die gewünschte Position zur Abtastung.
Die durch die Impulserzeugungseinrichtung 121 erzeugten Gradientensignalverläufe werden einem Gradientenverstärkersystem 127 aus G_x-, G_y- und G_z-Verstärkern zugeführt. Jeder Gradientenverstärker erregt eine entsprechende Gradientenspule in einer allgemein mit 139 bezeichneten Anordnung zur Erzeugung der Magnetfeldgradienten, die zur räumlichen bzw. örtlichen Kodierung erfaßter Signale verwendet werden. Die Gradientenspulenanordnung 139 bildet einen Teil einer Magnetanordnung 141, die einen Polarisationsmagneten 140 und eine Ganzkörper-Hochfrequenz-Spule (Ganzkörper-RF-Spule) 152 enthält. Eine Sende-/Empfangseinrichtung 150 in der Systemsteuerung 122 erzeugt Impulse, die durch einen Hochfrequenz-(RF)Verstärker 151 verstärkt und der RF-Spule 152 durch einen Sende-/Empfangsschalter (T/R-Schalter) 154 zugeführt werden. Die durch die angeregten Kerne in dem Patienten abgestrahlten resultierenden Signale können durch die gleiche RF-Spule 152 erfaßt und über den Sende-/Empfangsschalter 154 einem Vorverstärker 153 zugeführt werden. Die verstärkten NMR-Signale werden in dem Empfangsabschnitt der Sende-/Empfangseinrichtung 150 demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 wird durch ein Signal von der Impulserzeugungseinrichtung 121 zur elektrischen Verbindung des RF-Verstärkers 151 mit der Spule 152 während des Sendemodus und zur Verbindung des Vorverstärkers 153 während des Empfangsmodus gesteuert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 ermöglicht auch die Verwendung einer separaten RF-Spule (beispielsweise einer Kopfspule oder Oberflächenspule) entweder in dem Sende- oder Empfangsmodus.
Die durch die RF-Spule 152 aufgenommenen NMR-Signale werden durch die Sende-/Empfangseinrichtung 150 digitalisiert und zu einer Speichereinrichtung 160 in der Systemsteuerung 122 übertragen. Ist die Abtastung beendet und wurde ein vollständiges Array von Daten in der Speichereinrichtung 160 erfaßt, führt eine Arrayverarbeitungseinrichtung 161 eine Fourier-Transformation bei den Daten in einen Bilddatensatz durch. Dieser Bilddatensatz wird über die serielle Verbindung 115 dem Computersystem 107 zugeführt, wo er auf dem Plattenspeicher 111 gespeichert wird. Im Ansprechen auf von der Bedienerkonsole 100 empfangene Befehle kann dieser Bilddatensatz auf dem Bandlaufwerk 112 archiviert oder durch die Bildverarbeitungseinrichtung 106 weiterverarbeitet und der Bediener konsole 100 zugeführt und auf der Anzeigeeinrichtung 104 dargestellt werden.
Gemäß den 1 und 2 erzeugt die Sende-/Empfangseinrichtung 150 das RF-Anregungsfeld B1 über den Leistungsverstärker 151 und eine Spule 152A und empfängt das in einer Spule 152B induzierte resultierende Signal. Wie es vorstehend angeführt ist, können die Spule 152A und B separat vorhanden sein, wie es in 2 gezeigt ist, oder sie können eine einzelne Ganzkörperspule wie in 1 sein. Die Basis- oder Trägerfrequenz des RF-Anregungsfeldes wird unter der Steuerung eines Frequenzsynthetisierers 200 erzeugt, der eine Gruppe von digitalen Signalen von der Zentraleinheit 119 und der Impulserzeugungseinrichtung 121 empfängt. Diese digitalen Signale zeigen die Frequenz und Phase des am Ausgang 201 erzeugten RF-Trägersignals an. Der befohlene RF-Träger wird einem Modulator und Aufwärtswandler 202 zugeführt, wo seine Amplitude im Ansprechen auf ein Signal R(t) moduliert wird, das auch von der Impulserzeugungseinrichtung 121 empfangen wird. Das Signal R(t) definiert die Umhüllende des zu erzeugenden RF-Anregungsimpulses und wird in der Einrichtung 121 durch aufeinanderfolgendes Auslesen einer Folge gespeicherter digitaler Werte erzeugt. Diese gespeicherten digitalen Werte können wiederum von der Bedienerkonsole 100 aus verändert werden, um die Erzeugung einer gewünschten RF-Impulsumhüllenden zu ermöglichen.
Die Größenordnung des am Ausgang 205 erzeugten RF-Anregungsimpulses wird durch eine Anregungs-/Dämpfungsschaltung 206 gedämpft, die einen digitalen Befehl von der Rückwandplatine 118 empfängt. Die gedämpften RF-Anregungsimpulse werden dem Leistungsverstärker 151 zugeführt, der die RF-Spule 152A erregt. Eine ausführlichere Beschreibung dieses Abschnitts der Sende-/Empfangseinrichtung 122 ist in der US 4 952 877 gegeben.
Gemäß den 1 und 2 wird das durch den Gegenstand erzeugte Signal durch die Empfängerspule 152B aufgenommen und über den Vorverstärker 153 dem Eingang eines anderen Empfängerverstärkers 207 zugeführt. Der Empfängerverstärker 207 verstärkt das Signal weiter um einen Betrag, der durch ein von der Rückwandplatine 118 empfangenes digitales Dämpfungssignal bestimmt wird.
Das empfangene Signal befindet sich an oder um die Larmorfrequenz, und dieses Hochfrequenzsignal wird in einem Zweistufenvorgang durch einen Abwärtswandler 208 herabgewandelt bzw. heruntergemischt, der zuerst das NMR-Signal mit dem Trägersignal auf der Leitung 201 und dann das resultierende Differenzsignal mit einem 2,5 MHz-Bezugssignal auf der Leitung 204 mischt. Das abwärts gewandelte NMR-Signal wird dem Eingang eines Analog-Digital-(A/D-)Wandlers 209 zugeführt, der das analoge Signal abtastet und digitalisiert und es einer digitalen Erfassungseinrichtung und Signalverarbeitungseinrichtung 210 zuführt, welche 16-Bit-In-Phase-(I-)Werte und 16-Bit-Quadratur-(Q-)Werte entsprechend dem empfangenen Signal erzeugt. Der resultierende Strom digitaler I- und Q-Werte des empfangenen Signals wird über die Rückwandplatine 118 zu der Speichereinrichtung 160 ausgegeben, wo er zur Rekonstruktion eines Bildes verwendet wird.
Die bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel verwendete EPI-Impulsfolge ist in 3 dargestellt. Ein 90°-RF-Anregungsimpuls 250 wird unter der Anwesenheit eines Schnittauswahlgradientenimpulses 251 zur Erzeugung einer transversalen Magnetisierung in einem Schnitt angelegt. Die angeregten Spins werden durch eine negative Keule 252 in dem Schnittauswahlgradienten neu abgestimmt, und dann läuft ein Zeitintervall ab, bevor ein 180°-RF-Nachfokussierimpuls 260 während der Anwesenheit eines Schnittauswahlgradientenimpulses 262 angelegt wird. Im ganzen werden während der EPI-Impulsfolge N_y (beispielsweise N_y = 128) separate NMR-Echosignale erfaßt, die mit 253 bezeichnet sind. Jedes NMR-Echosignal 253 wird einzeln phasenkodiert, um den k_y-Raum in monotoner Reihenfolge abzutasten.
Die NMR-Echosignale 253 sind Gradienten-Rückruf-Echos, die durch Anlegen eines oszillierenden Auslesegradienten 255 erzeugt werden. Die Auslesefolge beginnt mit einer Vor-Phasen-Auslesegradientenkeule 256 und die Echosignale 253 werden erzeugt, wenn der Auslesegradient zwischen positiven und negativen Werten oszilliert. Im ganzen werden N_x (beispielsweise N_x = 128) Abtastungen jedes NMR-Echosignals 253 während jedes Auslesegradientenimpulses 255 entnommen. Die aufeinanderfolgenden N_y NMR-Echosignale 253 werden durch eine Folge von Phasenkodierungsgradientenimpulsen 258 separat phasenkodiert. Eine Vor-Phasen-Phasenkodierungskeule 259 tritt vor den erfaßten Echosignalen zur Positionierung der zentralen Ansicht (k_y = 0) zu der gewünschten Echozeit (TE) auf. Nachfolgende Phasenkodierungsimpulse 258 treten auf, wenn die Auslesegradientenimpulse 255 die Polarität umschalten, und sie durchschreiten die Phasenkodierung monoton steigend durch den k_y-Raum.
Mit der Beendigung der EPI-Impulsfolge wurden daher N_x separate Frequenz-kodierte Abtastungen von N_y separat phasenkodierten NMR-Echosignalen 253 erfaßt. Nach einer Reihenbewegung für eine Nicht-Sprung-Echo-Planar-Abbildung wird dieses N_x × N_y-Elementarray aus komplexen Zahlen entlang beider Dimensionen (k_y und k_x) zur Erzeugung eines Bilddatensatzes Fourier-transformiert, der die NMR-Signalgröße entlang jeder der zwei Dimensionen (x und y) anzeigt.
Unter Bezugnahme auf 4 wird das erste bevorzugte Ausführungsbeispiel durch Veränderung des Schnittauswahlgradientensignalverlaufs in der EPI-Impulsfolge in 3 implementiert. Das heißt, eine trapezförmige Gradientenkeule 270 wird unmittelbar nach dem rechten Brechgradienten 272 hinzugefügt, der mit dem 180°-RF-Impuls assoziiert ist. Die Fläche bzw. der Bereich der Kompensationsgradientenkeule 270 weist eine feste Dauer und eine feste Anstiegszeit auf, und seine Amplitude ist proportional zur z-Verschiebung des Schnitts entsprechend Gleichung 27.
Gemäß 5 wird in einem zweiten bevorzugten Ausführungsbeispiel eine Maxwell-Phase zwischen Echoerfassungen während jeder EPI-Impulsfolge kompensiert. Dies wird durch Addition von Schnittauswahlgradientenklicks 274 zwischen dem Auslesen aufeinanderfolgender Echosignale bewirkt. Die Fläche jedes Gradientenklicks 274 wird entsprechend Gleichung 28 berechnet.
Gemäß 6 wird in einem dritten bevorzugten Ausführungsbeispiel eine Maxwell-Phase kompensiert wenn die Echosignale während jeder EPI-Impulsfolge erfaßt werden. Dies wird durch Addition von Schnittauswahlgradientenkeulen 276 während des Auslesens jedes Echosignals erreicht. Die Amplitude dieser trapezförmigen Gradientenkeulen 276 wird durch Gleichung 29 bestimmt.
Gemäß 7 wird in einem vierten bevorzugten Ausführungsbeispiel eine Maxwell-Phase während des Ausleseabschnitts der EPI-Impulsfolge kompensiert. Dies wird durch Hinzufügen eines konstanten Schnittauswahlgradienten 278 mit geringer Amplitude während der gesamten Ausleseperiode erreicht. Bei diesem Ausführungsbeispiels ist die Amplitude des Kompensationsgradienten 278 durch die Gleichung 30 gegeben.
Gemäß 8 wird in einem fünften Ausführungsbeispiel das Kompensationsgradientenfeld in der Ausleserichtung angelegt. Das heißt, es wird ein bipolarer Gradientensignalverlauf 295 durch den Auslesegradienten vor dem 180°-RF-Impuls 260 erzeugt. Die Netto-Fläche des bipolaren Gradienten 295 ist null, so daß er keine Auswirkung auf die Ortskodierung entlang der Ausleseachse hat. Die durch den bipolaren Kompensationsgradientensignalverlauf 295 erzeugte Maxwell-Phase wird bis zu dem Punkt, an dem das zentrale Echo (k_y = 0) erfaßt wird, gleich der Maxwell-Phase gesetzt, die durch den alter nierenden Auslesegradienten 255 erzeugt wird. Diese Amplitude kann durch Verlängerung der Dauer des bipolaren Gradienten 295 verringert werden.
In 9 wird der bei der Verwendung der Erfindung erzielte Effekt mit einer herkömmlichen EPI-Impulsfolge ohne Korrektur verglichen. Es wurden fünfzehn axiale Schnitte innerhalb von 14 cm auf jeder Seite des Systemisozentrums (d. h. z = 0) erfaßt. Die Signalintensität wurde durch Integration der Bildintensität für alle Bildelemente innerhalb eines in Frage kommenden rechteckigen Gebiets gemessen. Wie es durch die durchgezogene Linie 290 angezeigt ist, betrug die Signalverschlechterung für die nicht korrigierten Bilder nahezu 50% bei der Entfernung von 14 cm vom Isozentrum. Wenn andererseits die gleichen axialen Schnitte unter Verwendung des ersten bevorzugten Ausführungsbeispiels erfaßt werden, ergibt sich keine merkliche Signalverschlechterung, wie durch die gestrichtelte Linie 292 gezeigt ist.
Erfindungsgemäß ist ein Verfahren offenbart, bei dem eine Signalverschlechterung bei axialen EPI-Bildern sowie deren Veränderungen durch Kompensation der EPI-Impulsfolge mit Gradientenimpulsen korrigiert werden, die zum Ausgleichen der durch Maxwell-Terme verursachten Phasendispersion dienen. Es werden vier Ausführungsbeispiele beschrieben, die den Schnittauswahlgradienten zur Kompensation der EPI-Impulsfolge verwenden, wobei ein fünftes Ausführungsbeispiel den Auslesegradienten verwendet.

Claims

Verfahren zur Kompensation von Maxwell-Term-bezogenen Fehlern, die durch Abbildungsgradienten in einem NMR-System während der Erfassung eines NMR-Bildes unter Verwendung einer Impulsfolge erzeugt werden, mit den Schritten a) Erzeugen eines RF-Anregungsimpulses, b) Erzeugen eines Schnittauswahlgradienten zusammen mit dem RF-Anregungsimpuls zur Anregung von Spins in einem Schnitt an einer Entfernung (z) vom Systemisozentrum, c) Erzeugen eines Auslesegradienten, der in der Polarität zur Erzeugung einer Folge von NMR-Gradientenechosignalen alterniert, d) Erzeugen eines Phasenkodierungsgradienten zur individuellen Ortskodierung der NMR-Echosignale, e) Kompensieren einer Maxwell-Phase, die in den NMR-Echosignalen durch den alternierenden Auslesegradienten erzeugt wird, durch einen Kompensationsgradienten, und f) Erfassen der NMR-Gradientenechosignale und Rekonstruieren eines Bildes unter Verwendung der Signale.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Kompensationsgradient einen Teil des Schnittauswahlgradienten bildet und seine Größe durch die Amplitude des alternierenden Auslesegradienten und die Entfernung (z) des Schnitts vom Systemisozentrum bestimmt wird.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei der Kompensationsgradient eine einzelne Gradientenkeule ist, die erzeugt wird, bevor der alternierende Auslesegradient erzeugt wird.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei der Kompensationsgradient eine einzelne Gradientenkeule umfasst, die im wesentlichen über die Zeitperiode erzeugt wird, während der der alternierende Auslesegradient erzeugt wird.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei der Kompensationsgradient eine Folge von Gradientenkeulen umfasst, die während der Erfassung der NMR-Echosignale erzeugt werden.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei der Kompensationsgradient eine Folge von Gradientenkeulen umfasst, die zwischen der Erfassung der NMR-Echosignale erzeugt werden.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei ein 180°-Nachfokussier-RF-Impuls nach dem RF-Anregungsimpuls und vor der Erfassung der NMR-Echosignale erzeugt wird, und der Kompensationsgradient einen Teil des Auslesegradienten bildet und vor der Erzeugung des 180°-Nachfokussier-RF-Impulses erzeugt wird, wobei die Nettofläche des Kompensationsgradienten 0 ist.