DE102005019214A1

DE102005019214A1 - Kalibrier-Verfahren zur artefaktreduzierten MRT-Bildgebung bei Verschiebung des FOV sowie Computersoftwareprodukt

Info

Publication number: DE102005019214A1
Application number: DE102005019214A
Authority: DE
Inventors: Peter Speier; Florian Trautwein
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2005-04-25
Filing date: 2005-04-25
Publication date: 2006-11-02
Anticipated expiration: 2025-04-26
Also published as: US7279892B2; US20060253018A1; DE102005019214B4

Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanztomographie - MRT), wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Kalibrierungs-Verfahren bei einer FOV-Verschiebung (DELTAS) innerhalb einer Ebene durch winkelabhängige Modulation der Phase (PH) des Fourier-DC-Punktes der jeweiligen Ausleserichtung (phi¶i¶) in der MRT-Bildgebung zur Ermittlung der Geräte-spezifischen Abhängigkeit des zu kompensierenden Zeitversatzes (dt) zwischen dem die Modulierung bewirkenden Referenzsignal und den ausgelesenen Messdatenpunkten der jeweiligen Ausleserichtung (phi¶i¶) von einstellbaren Messparametern, DOLLAR A aufweisend die folgenden Schritte: DOLLAR A - Festlegen einer Ausleserichtung (phi¶i¶) DOLLAR A - Messen zumindest zweier Phasenwerte (PH) in dem Fourier-DC-Punkt bei unterschiedlicher, jedoch in gleicher Richtung erfolgender Verschiebung des Fourier-DC-Punktes dieser Ausleserichtung (phi¶i¶) DOLLAR A - Ermitteln des Zeitversatzes (dt) in Form der Steigung einer durch die zumindest zwei Phasenwerte gebildeten linearen Funktion DOLLAR A - Wiederholen der Schritte des Messens sowie des Ermittelns bei Variation zumindest eines einzustellenden Messparameters, bis durch Auftragen des Zeitversatzes (dt) zu dem jeweiligen Messparameter ein mathematischer Zusammenhang ermittelt werden kann.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanztomographie - MRT) wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Kalibrier-Verfahren welches eine artefaktreduzierte MRT-Bildgebung bei FOV-Verschiebung ermöglicht.
Die MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz und wird als bildgebendes Verfahren seit über 15 Jahren in der Medizin und in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethode wird das Objekt einem starken, konstanten Magnetfeld ausgesetzt. Dadurch richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welche vorher regellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzwellen können nun diese "geordneten" Kernspins zu einer bestimmten Schwingung anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRT das eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulen aufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt durch Gradientenspulen, kann dabei das Messobjekt in alle drei Raumrichtungen räumlich kodiert werden. Das Verfahren erlaubt eine freie Wahl der abzubildenden Schicht, wodurch Schnittbilder des menschlichen Körpers in alle Richtungen aufgenommen werden können. Die MRT als Schnittbildverfahren in der medizinischen Diagnostik, zeichnet sich in erster Linie als "nicht-invasive" Untersuchungsmethode durch ein vielseitiges Kontrastvermögen aus. Aufgrund der hervorragenden Darstellbarkeit des Weichgewebes hat sich die MRT zu einem der Röntgencomputertomographie (CT) vielfach überlegenen Verfahren entwickelt. Die MRT basiert heute auf der Anwendung von Spinecho- und Gradientenecho-Sequenzen, die bei Messzeiten in der Größenordnung von wenigen Sekunden bis Minuten (je nach Anwendung) eine exzellente Bildqualität ermöglichen.
Die ständige technische Weiterentwicklung der Komponenten von MRT-Geräten und die Einführung schneller Bildgebungssequenzen eröffnete der MRT immer mehr Einsatzgebiete in der Medizin. Echtzeitbildgebung zur Unterstützung der minimal-invasiven Chirurgie, funktionelle Bildgebung in der Neurologie und Perfussionsmessung in der Kardiologie sind nur einige wenige Beispiele.
Die Aufnahme der Daten in der MRT geschieht im sogenannten k-Raum (Synonym: Frequenzraum), wobei die sogenannte k-Raum-Trajektorie die Abtastung, d.h. die Reihenfolge der Datenaufnahme im k-Raum bestimmt. Das MRT-Bild im sogenannten Bildraum ist mittels Fourier-Transformation mit den MRT-Daten im k-Raum verknüpft. Die Ortskodierung des Objektes, welche den k-Raum aufspannt, kann auf verschiedene Weise erfolgen, am gebräuchlichsten jedoch ist eine kartesische oder eine radiale (projektionsweise) Abtastung. Die Kodierung erfolgt mittels Gradienten in allen drei Raumrichtungen. Bei kartesischer Abtastung unterscheidet man dabei die Schichtselektion (legt eine Aufnahmeschicht im Objekt fest, z.B. die z-Achse), die Frequenzkodierung (legt eine Richtung in der Schicht fest, z.B. die x-Achse) und die Phasenkodierung (bestimmt die zweite Dimension innerhalb der Schicht, z.B. die y-Achse). Je nach Kombination bzw. Verschaltung der drei Gradienten in einer sogenannten Bildgebungssequenz kann die Abtastung des k-Raumes kartesisch (also zeilenweise) oder aber radial bzw. spiralförmig erfolgen.
Um eine Schicht des zu untersuchenden Objektes kartesisch zu vermessen, wird eine Bildgebungssequenz N-mal für verschiedene Werte des Phasenkodiergradienten z.B. G^y wiederholt, wobei die Frequenz des Kernresonanzsignals bei jedem Sequenzdurchgang durch einen Δt-getakteten ADC (Analog Digital Wandler) N-mal in äquidistanten Zeitschritten Δt in Anwesenheit des Auslesegradienten G^x abgetastet, digitalisiert und abgespeichert wird. Auf diese Weise erhält man eine Zeile für Zeile erstellte Zahlenmatrix (Matrix im k-Raum bzw. k-Matrix) mit N × N Datenpunkten (eine symmetrische Matrix mit N × N Punk ten ist nur ein Beispiel, es können auch asymmetrische Matrizen erzeugt werden). Aus diesem Datensatz kann durch eine Fouriertransformation unmittelbar ein MR-Bild der betrachteten Schicht mit einer Auflösung von N × N Pixeln rekonstruiert werden.
Genauso ist es möglich den k-Raum mittels radialer Abtastung (Projektionsrekonstruktionsverfahren) zu vermessen d.h. die k-Matrix radial abzutasten. Eine radiale Abtast-Trajektorie im k-Raum besteht aus Abschnitten sogenannter benachbarter Projektionsgeraden φ_i durch den Ursprung des k-Raums die untereinander einen azimutalen Winkel Δφ_i aufweisen. Ein jeder Abschnitt entspricht der fouriertransformierten (Parallel-) Projektion des abzubildenden Objekts unter dem Winkel Δφ + π/2.
Die Projektion selbst existiert nur im Bildraum und besteht aus der Gesamtheit aller Linienintegrale durch das abzubildende Objekt entlang der vorgegebenen Projektionsrichtung. Dieser Projektion im Bildraum entspricht im k-Raum eine Gerade – die bereits genannte Projektionsgerade – die durch dessen Zentrum verläuft und orthogonal auf der Projektionsrichtung steht. Die Projektionsgerade ist zunächst ungerichtet, da sie mathematisch gesehen keine Vorzugsrichtung besitzt. Die Funktionswerte auf dieser Geraden erhält man – wie bei kartesischer Abtastung – durch Fouriertransformation der Projektionswerte.
Um die zu einer Projektion gehörigen k-Raum-Werte in MRT-Verfahren bestimmen zu können, muss die ungerichtete Projektionsgerade zeitlich durchfahren und abgetastet werden, was durch eine entsprechende Ansteuerung des MRT-Gerätes bewerkstelligt wird. Die Projektionsgerade erhält also durch den Messprozess eine Richtung. Diese nun gerichtete Gerade (in den Figuren mit Pfeilen dargestellt) wird als gerichtete Projektionsgerade bezeichnet.
Die Daten einer Projektionsgeraden, d.h. einer einzelnen k-Raum-Zeile, werden beim Auslesen mittels eines Gradienten frequenzkodiert. In einem Akquisitionsverfahren für Projektionsrekonstruktionen wird ein Gradient G verwendet, der nicht im kartesischen Format parallele Zeilen abtastet, sondern um die Probe rotiert (üblicherweise durch geeignetes Verschalten von Frequenzkodiergradient G^x und Phasenkodiergradient G^y). Man erhält so bei jedem Messschritt die entsprechende Projektion aus einer bestimmten Richtung durch die gesamte Probe hindurch und somit einen typischen Datensatz für die Projektionsrekonstruktion im k-Raum, wie er in den 2A und 2B dargestellt ist. Jede Projektion φ_i im k-Raum hat zu ihrem Nachbarn einen azimutalen Winkelabstand Δφ_i, der durch Drehung der Richtung des Frequenzkodiergradienten erzeugt wird. In 2B sind die einzelnen k-Raum-Messpunkte dargestellt.
Die radiale k-Raum-Abtastung (radiale MRT-Bildgebung) gewinnt gegenüber der kartesischen Abtastung insbesondere in der interventionellen MRT-Bildgebung zunehmend an Bedeutung: Im Gegensatz zur kartesischen Abtastung ist eine radiale Abtastung des Frequenzraums – besonders bei der Abbildung bewegter Objekte wie des schlagenden Herzens – vorteilhaft, weil sich Bewegungsartefakte bei der Bildrekonstruktion über das ganze Bildfeld verschmieren und somit unauffällig sind.
Jede Projektion, d.h. jede Ausleserichtung, enthält gleichermaßen Daten des FOV insbesondere aus dessen Zentrum mit einer Abtastdichte proportional zu 1 / r, wobei r den Abstand zum k-Matrix-Zentrum (Zentrum des Projektionsdatensatz, Fourier-DC-Punkt) darstellt. Die hohe Abtastdichte im FOV-Zentrum ermöglicht daher auch noch die Interpretation stark unterabgetasteter Bilder.
Das FOV (engl.: Field-Of-View) ist der Bereich in dem Signale (k-Raumdaten) eindeutig einer Position zugeordnet werden können. Wenn das zu untersuchende Objekt innerhalb des FOV's liegt, sind bei kartesischer Abtastung alle Objektpositionen eindeutig über die Phasenmodulation mehrerer Phasenkodier schritte bestimmt. Liegt das Objekt teilweise außerhalb des FOV, kommt es zu Mehrdeutigkeiten. Im Bild zeigt sich dies durch Einfaltungen die auch Faltungsartefakte genannt werden. In der radialen MRT-Bildgebung gibt es keine Intensitätsstarken Einfaltungen vom Außenbereich des FOV, falls sich das zu untersuchende Objekt über das FOV hinaus erstreckt, wie es bei der kartesischen Abtastung insbesondere in Phasenkodierrichtung der Fall ist. Es erfolgt lediglich eine ungleichförmige Erhöhung des Hintergrund-Signals was sich insgesamt in einer geringen Schwächung des Bildkontrastes niederschlägt. Dies erlaubt es FOV's zu betrachten, die bei weitem kleiner sind als das zu untersuchende Objekt.
Ein Nachteil der radialen MRT-Bildgebung besteht in der aufwändigen Bildrekonstruktion, da der erhaltene Projektionsdatensatz wieder auf ein kartesisches Gitter projiziert werden muss (engl.: regridding). Dieses viel Rechenzeit in Anspruch nehmende Verfahren kann jedoch durch Einsatz moderner leistungsfähigerer Rechner sogar schon in Echtzeit erfolgen.
Ferner erfordert die radiale Abtastung – was die k-Raum-Trajektorie betrifft – einen höheren Grad an Abtastgenauigkeit als das kartesische Verfahren. Unterschiedliche Abweichungen von der idealen sternförmigen Struktur mit azimutal äquidistanten Projektionen können jedoch mittlerweile durch geeignete Kalibrier-Messungen ermittelt und in der Bildrekonstruktion berücksichtigt werden. Die erwähnte Abtastgenauigkeit der k-Raum-Trajektorie ist abhängig sowohl von der Geometrie der eingestrahlten HF-Anregungspulse bzw. der in alle drei Raumrichtungen angelegten Gradientenpulse als auch von der Synchronisierung (engl.: timing) der Gradientenpulse und der Datenakquisition (Datenauslese, Signalauslese) durch den ADC.
Die radiale Abtastung stellt auch bei Messungen mit Verschiebungen des FOV in der bildgebenden Ebene (engl.: inplane) relativ zum Isozentrum des Gradientensystems höhere Ansprüche an die Meßapparatur als die kartesische Abtastung. Derartige Messungen, z.B. Herzaufnahmen, erfordern eine Positionierung des FOV auf das entsprechende interessierende Objekt-Teilgebiet (z.B. das Herz) was im Gegensatz zu kartesischen Aufnahmen bei radialer Abtastung aufgrund von Hardware-Imperfektionen unweigerlich zu starken Bildartefakten führt. Dies ist beispielsweise anhand der 3A und 3B veranschaulicht. 3A zeigt ein korrektes in der FOV-Ebene verschobenes Phantombild bei kartesischer Abtastung während in 3B das gleichermaßen verschobene Phantombild bei radialer Abtastung des k-Raums starke Bildartefakte aufweist.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es ein Kalibrierungs-Verfahren, ein Mess-Verfahren sowie ein Korrektur-Verfahren bereitzustellen, welche eine artefaktreduzierte MRT-Bildgebung bei in einer Ebene verschobenem FOV ermöglichen.

Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter.

Erfindungsgemäß wird ein Kalibrierungs-Verfahren beansprucht bei einer FOV-Verschiebung (ΔS) innerhalb einer Ebene durch winkelabhängige Modulation der Phase (PH) des Signales im Fourier-DC-Punkt der jeweiligen Ausleserichtung (φ_i) in der MRT-Bildgebung zur Ermittlung der Geräte-spezifischen Abhängigkeit des zu kompensierenden Zeitversatzes (dt) zwischen dem die Modulierung bewirkenden Referenzsignal und den ausgelesenen Messdatenpunkten der jeweiligen Ausleserichtung (φ_i) von einstellbaren Messparametern, aufweisend die folgenden Schritte:

– Festlegen einer Ausleserichtung (φ_i)
– Messen zumindest zweier Phasenwerte (PH) in dem Fourier-DC-Punkt bei unterschiedlicher jedoch in gleicher Richtung erfolgender Verschiebung des FOV in dieser Ausleserichtung (φ_i)
– Ermitteln des Zeitversatzes (dt) in Form der Steigung einer durch die zumindest zwei Phasenwerte gebildeten linearen Funktion
– Wiederholen der Schritte des Messens sowie des Ermittelns bei Variation zumindest eines einzustellenden Messparameters bis zwischen Zeitversatz (dt) und dem jeweiligen Messparameter ein mathematischer Zusammenhang ermittelt werden kann.

Dabei charakterisiert der Messparameter in einer möglichen Ausführungsform der Erfindung die Abtastrate t der radialen k-Raum-Abtastung.

Der mathematische Zusammenhang kann beispielsweise in der Form dt = A·t + B dargestellt werden, wobei t indirekt proportional ist zum Produkt aus Bandbreite und Auflösung.

Vorteilhafterweise basiert das Messen der Phase (PH) in dem Fourier-DC-Punkt nach der Verschiebung auf der Mittelwertbildung der komplexen Werte aller Punkte der Fouriertransformierten der Messpunkte der jeweiligen Ausleserichtung (φ_i).

Weiterhin vorteilhaft ist es, bei der Mittelwertbildung die fouriertransformierten Meßpunkte in Ausleserichtung (φ_i) mit ihrem Betragsquadrat zu Wichten.

Dabei wird das Messen an einem homogen Signal-gebenden Phantom durchgeführt welches im FOV vollständig enthalten ist.

Ferner wird ein Mess-Verfahren beansprucht zur artefaktreduzierten MRT-Bildgebung bei Verschiebung des FOV auf Basis eines vorangegangenen Kalibrierungs-Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, mit den Schritten:

– Erzeugen von Hochfrequenz-Anregungspulsen
– radiales projektionsweises Abtasten von Antwortsignalen im k-Raum durch geeignet geschaltete Gradientenpulse unter Einsatz eines Analog-Digitalwandlers (ADC) derart, dass der jeweiligen ADC-Abtastung einer Ausleserichtung (φ_i) ein spezifisches harmonisches Referenz-Signal, dessen Frequenz (ω_i) abhängig von der jeweiligen Ausleserichtung (φ_i) ist, überlagert wird, wobei die Phase der Referenz-Signale relativ zur ADC-Abtastung aufgrund des Ergebnisses des vorangegangenen Kalibrier-Verfahrens so gewählt wird, dass die Phase (PH) im Fourier-DC-Punkt der jeweiligen Ausleserichtung (φ_i), unabhängig von der Frequenz (ω_i) des Referenz-Signals ist,
– Durchführen einer Fouriertransformation des so erhaltenen radialen Projektionsdatensatzes um ein artefaktreduziertes Bild im Ortsraum zu erhalten.

Weiterhin wird ein Korrektur-Verfahren beansprucht zur artefaktreduzierten MRT-Bildgebung bei Verschiebung des FOV auf Basis eines vorangegangenen Kalibrierungs-Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 6, mit den Schritten:

– Erzeugen von Hochfrequenz-Anregungspulsen
– radiales projektionsweises Abtasten von Antwortsignalen im k-Raum durch geeignet geschaltete Gradientenpulse unter Einsatz eines Analog-Digitalwandlers (ADC) derart, dass der jeweiligen ADC-Abtastung einer Ausleserichtung (φ_i) ein spezifisches harmonisches Referenz-Signal, dessen Frequenz (ω_i) abhängig von der jeweiligen Ausleserichtung (φ_i) ist, überlagert wird,
– Ermitteln der aufgrund eines zwischen ADC-Signal und Referenz-Signal existierenden Zeitversatzes (dt) projektionsspezifischen Fehlerphase dφ_i auf Basis des vorangegangenen Kalibrierungs-Verfahrens,
– projektionsweises Korrigieren der Phase des akquirierten radialen Datensatzes durch Multiplizieren der Datenpunkte der jeweiligen Projektion (φ_i) mit einem Phasenkorrekturfaktor exp (–i dφ_i),
– Durchführen einer Fouriertransformation des so erhaltenen phasenkorrigierten radialen Datensatzes um ein artefaktreduziertes Bild im Ortsraum zu erhalten.

Erfindungsgemäß wird außerdem ein Gerät beansprucht welches zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 8 geeignet ist.

Zusätzlich wird ein Computersoftwareprodukt beansprucht welches ein Verfahren gemäß den obigen Ansprüchen 1 bis 8 implementiert, wenn es auf einer mit einem Kernspintomographiegerät verbundenen Recheneinrichtung läuft.

Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden. Erfindung werden im Folgenden anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
1 zeigt schematisch ein Kernspintomographie-Gerät gemäß der vorliegenden Erfindung,
2A zeigt den Projektionsdatensatz einer radialen Abtastung mit 10 Projektionen,
2B zeigt die einzelnen k-Raum-Messpunkte eines Projektionsdatensatzes mit 36 Projektionen und 33 Abtastwerten pro Projektion,
3A zeigt ein inplane-verschobenes Pantombild bei kartesischer k-Raum-Abtastung,
3B zeigt das gleiche inplane-verschobene Phantombild bei radialer k-Raum-Abtastung,
4 zeigt die inplane-Verschiebung des FOV's relativ zum Patienten,
5 zeigt wichtige Abschnitte eines Sequenzschemas mit eingestrahltem Referenz-Signal,
6 zeigt im Diagramm die Abhängigkeit der Phase im Fourier-DC-Punkt von der FOV-Verschiebung in der gleichen Ausleserichtung,
7 zeigt im Diagramm die Abhängigkeit des Zeitversatzes von der Abtastrate tos,
8 zeigt anhand eines Phantoms das Ergebnis einer Phasenkorrektur bei unterschiedlichen Bandbreiten,
9 zeigt die inplane-Verschiebung des FOV's im Ortsraum, und
10 zeigt die FOV-Verschiebung sowie die Phasenkorrektur anhand der Messpunkte bzw. der Trajektorie im k-Raum.
Das erfindungsgemäße Verfahren wird am Beispiel der radialen MRT-Bildgebung erläutert, da hierbei der auftretende zu korrigierende Fehler am drastischsten ist. Das erfindungsgemäße Verfahren kann auf andere Meßverfahren wie Spiralbildgebung, PROPELLER, aber auch auf bestimmte kartesische Verfahren erweitert werden. Letzteres beispielsweise bei navigierten Sequenzen bei denen die Schicht während der Aufnahme dem sich bewegenden Organ folgt, wenn die Organbewegung in Ausleserichtung erfolgt. Ähnliches gilt, wenn der Patiententisch während der Messung kontinuierlich verfahren wird (engl.: Move During Scan, MDS) und die Ausleserichtung in der Bewegungsrichtung liegt.
1 zeigt eine schematische Darstellung eines Magnet-Resonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegerätes zur Erzeugung artefaktfreier MRT-Bilder eines Objekt-Teilgebietes bei Verschiebung des FOV's in einer Ebene (engl.: inplane) gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich eines Objektes, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes ist in einem typischerweise kugelförmigen Messvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert, die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweili ge Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Jeder Verstärker umfasst einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Die Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und mehreren HF-Empfangsspulen in Form einer ringförmigen vorzugsweise linearen oder matrixförmigen Anordnung von Komponentenspulen. Von den HF-Empfangsspulen der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einen Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen entspricht.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen MV ein und tastet resultierende Echosignale über die HF-Empfangsspulen ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8' (erster Demodulator) des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich auf eine Zwischenfrequenz demoduliert und im Analog-Digital-Wandler (ADC) digitalisiert. Dieses Signal muss zur Frequenz 0 demoduliert werden. Die Demodulation zu Frequenz 0 und Trennung in Real- und Imaginärteil findet nach der Digitalisierung in der digitalen Domäne in einem zweiten Demodulator 8 statt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfasst.
Wie bereits in der Beschreibungseinleitung erwähnt, kann es erforderlich sein im Rahmen einer radialen k-Raum-Abtastung das FOV innerhalb einer Ebene (engl.: inplane) zu verschieben. Eine solche Verschiebung ΔS ist in 4 dargestellt. Ausgangsbasis ist ein FOV dessen Zentrum dem Isozentrum des Gradientensystems (in dem alle Gradientenwerte Null sind: G^x = G^y= G^z= 0) entspricht und in dem sich sämtliche Ausleserichtungen (Projektionen) der radialen Abtastung schneiden. Dieses FOV soll nun innerhalb der FOV-Ebene um eine Strecke ΔS verschoben werden (inplane-Verschiebung), so dass das nunmehr verschobene FOV beispielsweise im Falle von 4 auf das Herz des Patienten positioniert wird. Eine inplane-Verschiebung des FOV's um ΔS im Ortsraum wird bei einer Radial-Abtastung, die als solche einen Projektionsdatensatz (beispielsweise gemäß 2A oder 2B) definiert, dadurch realisiert, dass die Messwerte einer Projektion φ_i (Ausleserichtung i) dieses Projektionsdatensatzes mit einem harmonischen (oszillierenden) Referenzsignal
moduliert (multipliziert) werden. Die Frequenz ω_i dieses Referenzsignals richtet sich nach dem Azimutalwinkel Δφ_i der jeweiligen Projektion φ_i relativ zu einer definierten k-Raum-Projektion und ist daher für jede Ausleserichtung φ_i verschieden. ("Projektion" und "Ausleserichtung" sind äquivalente Begriffe).
Um also eine inplane-Verschiebung des FOV's um ΔS = Δx + Δy zu erreichen werden den Projektionen φ_i Referenzsignale
überlagert mit ωi = γH [GxΔx] cos Δφi + γH [GyΔy] sin Δφi,wobei γ_H das gyromagnetische Verhältnis für Wasserstoffkerne, G^x die Gradientenamplitude des Gradienten in x-Richtung und G^y die Gradientenamplitude des Gradienten in y-Richtung darstellt. Δx ist die inplane-Verschiebungskomponente von ΔS in x-Richtung, Δy die inplane-Verschiebungskomponente von ΔS in y-Richtung (siehe 9). Die jeweilige Kombination von G^x und G^y bilden den rotierenden Auslesegradienten der das radiale Auslesen in der jeweiligen Ausleserichtung realisiert und allgemein als G bezeichnet wird.
5 zeigt den Abschnitt einer Sequenz (Gradienten- oder Spin-Echo-Sequenz) der zum Auslesen einer durch ein komplexes Referenzsignal modulierten Projektion führt und einen Teil der Daten für das verschobene FOV liefert. Der vollständige k-Raum-Datensatz wird erst durch die Messpunkte aller modulierten Projektionen erhalten die nach Fouriertransformation das verschobene FOV ergeben.
5 zeigt ferner die Imaginärteile zweier dem ADC-Signal unterschiedlich überlagerter komplexer Referenzsignale der gleichen Modulationsfrequenz ω. Das erste Referenzsignal zeichnet sich aus durch einen Nulldurchgang bei dem Messpunkt 129, der in diesem Fall (Auflösung 256 Pixel) den mittleren Punkt dieser Projektion darstellt. Der mittlere Punkt einer Projektion bei radialer k-Raum-Abtastung generell ist jener Messpunkt, dessen komplexer Wert durch die Bild-generierende Fouriertransformation in eine nicht-oszillierende Nullfrequenz-Komponente (engl.: Direct Current DC-Komponente) überführt (transformiert) wird. Aufgrund dieser Eigenschaft wird dieser ausgezeichnete Punkt im Folgenden als "Fourier-DC-Punkt" bezeichnet. Nun kann dieser Fourier-DC-Punkt dazu verwendet werden, die Phase eines Referenzsignals (bzw. dessen Real- oder Imaginärteiles) relativ zum RDC-Signal zu ermitteln.
Es besteht nämlich das Problem, dass aufgrund von Hardwarebedingten Imperfektionen Laufzeitunterschiede zwischen ADC-Signal und Referenzsignal entstehen die aufgrund der Projektionsabhängigkeit der Referenzsignal-Frequenz (Abhängigkeit von der Ausleserichtung) den Messdaten der jeweiligen Projektionen gleichermaßen eine in der Regel unterschiedliche Phase aufprägen (die unterschiedlichen Phasen können in den Fourier-DC-Punkten der jeweiligen Projektionen gemessen werden). Diese Phasenunterschiede führen dazu, dass sich die Messwerte der einzelnen Projektionen hinsichtlich der Phase unterscheiden und daher nicht mehr korrekt vergleichbar sind. Eine Fouriertransformation der Projektionsdaten führt dann zu einem verzerrten, verschwommenen Bild wie es beispielsweise anhand eines Phantoms in 3B sowie in 8 dargestellt ist. Das zweite Referenzsignal in 5 zeigt einen solchen Phasenverursachenden zeitlichen Versatz zwischen Referenzsignal und ADC-Signal der im Folgenden als Zeitversatz dt bezeichnet wird. Der Zeitversatz dt führt also abhängig von der Frequenz ω_i des jeweiligen Referenzsignals zu projektionsspezifischen Phasenfehlern: dφ_i = ω_i dt. Der Zeitversatz dt selbst ist – wie sich experimentell herausgestellt hat – unabhängig von der Ausleserichtung, jedoch Geräte-spezifisch abhängig von einzustellenden Messparametern.
Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, ein Meß- und Korrektur-Verfahren und eine Vorrichtung bereitzustellen um während bzw. nach der Messung aber noch vor der Fouriertransformation den Phasenfehler dφ_i der jeweiligen Projektion φ_i kompensieren bzw. korrigieren zu können.
Dem erfindungsgemäßen Meß- und Korrektur-Verfahren vorausgehend ist ein erfindungsgemäßes Kalibrierungsverfahren mit dem ein Geräte-abhängiger Einfluß von Messparametern auf den Zeitversatz dt bestimmt wird. Das Kalibrierungs-Verfahren ermittelt einen mathematischen Zusammenhang zwischen relevanten Messparametern und dem Zeitversatz dt. Bei bekannter FOV-Verschiebungsinformation (bekanntes ΔS) kann dann aus dt die Projektions-abhängige Fehlerphase dφ_i ermittelt werden: dφi = ωidt = Gi ΔS dt
Die Phasenkorrektur kann dann auf zweierlei Weise erfolgen:

A) Meß-Verfahren: Vor der Datenakquisition einer Projektion φ_i wird die Phase des Referenzsignals relativ zum ADC-Signal um –dφ_i verschoben und dadurch bereits vor der Messung der Zeitversatz
kompensiert.
B) Korrektur-Verfahren: Es erfolgt eine projektionsweise Datenakquisition mit überlagertem projektions-spezifischem Referenzsignal ohne Korrektur. Nach der Messung aber noch vor der Bildrekonstruktion durch Fouriertransformation wird jede Projektion elementweise durch Multiplikation des jeweiligen Projektionsdatensatzes φ_i mit dem projektions-spezifischen Korrekturfaktor
phasenkorrigiert.

Aufgrund des vergangenen Kalibrierverfahrens muss dt (in beiden Fällen) nicht mehr experimentell gemessen werden, sondern kann mit Hilfe des mathematischen Zusammenhangs aus der Messparameter-Gerätekonfiguration im vorhinein rein rechnerisch abgeleitet werden.
Das erfindungsgemäße Kalibrierverfahren wird im Folgenden näher erläutert (6, 7 und 9):
Betrachtet wird die Auswirkung einer Messparameter-Wahl auf die Phase im Fourier-DC-Punkt bei unterschiedlichen inplane FOV-Verschiebungen (ΔS) und damit indirekt auf den Zeitversatz dt, der – wie bereits erwähnt – unabhängig von der Ausleserichtung ist.
Zu diesem Zweck wird immer in der gleichen Ausleserichtung aber bei unterschiedlicher FOV-Verschiebung in dieser Richtung (ΔS) anhand eines homogen-signalgebenden (homointenses) Phantoms die Phase PH im Fourier-DC-Punkt gemessen und im Diagramm aufgetragen (6). Zumindest zwei solche Messungen ergeben aufgrund des linearen Zusammenhangs zwischen Verschiebung ΔS und Phase PH eine Gerade, deren Steigung dem Zeitversatz dt entspricht. Um eine Messparameter-Abhängigkeit des Zeitversatzes dt zu ergründen, wird die PH-ΔS-Abhängigkeit (6) für unterschiedliche Messparameter-Variationen gemessen, wie beispielsweise Variation der Größe des FOV's [mm], der Auflösung [Anzahl der Pixel pro Projektion], der Bandbreite [Hz/Pixel], des Sequenz-Typs, des Scanner-Typs, der Schicht-Orientierung usw.
Bei derzeitigen PH-ΔS-Messreihen hat sich gezeigt, dass ausschließlich die Abtastrate t_os [sek] merklichen Einfluß auf den Zeitversatz dt hat, der ausgedrückt werden kann durch folgenden mathematischen Zusammenhang dt = A tos + B
Dabei ist t_os charakterisiert durch indirekte Proportionalität zu dem Produkt aus Bandbreite und Auflösung.
In 7 ist diese Linearität anhand einer Variation der Bandbreite (30 Hz/Pixel bis 1500 Hz/Pixel) dargestellt. Für den in 7 vermessenden Gerätetyp ergaben sich z.B. die Koeffizienten zu A = 0,495 ± 0,011sowie zu B = 1,97 ± 0,05 μs.
Zusammengefasst gestattet das oben dargelegte Kalibrierverfahren die Bestimmung des Zeitversatzes dt aufgrund eingestellter Messparameter (derzeit die Abtastrate) bei einem bestimmten Gerätetyp.
Aus dem so ermittelten Zeitversatz dt, der FOV-Verschiebungsinformation ΔS, der Amplitude des Auslesegradienten sowie dem Azimutwinkel Δφ_i der jeweiligen Projektion φ_i kann der jeweilige Phasenfehler dφ_i sämtlicher an der Gesamtmessung beteiligter Projektionen bestimmt und entweder schon während der Messung berücksichtigt und kompensiert (Meß-Verfahren A)) oder aber nach der Messung rechnerisch korrigiert werden (Korrektur-Verfahren B)).
Das Ergebnis einer solchen Korrektur zeigt die rechte Spalte in 8, wobei bei unterschiedlicher Bandbreite gemessen wurde (560 Hz/Pixel, 200 Hz/Pixel, 1500 Hz/Pixel). Die linke Spalte zeigt ein Bild welches starke Bildartefakte (Verzerrungen, Verschmierungen) aufweist. Dies rührt letztendlich eben daher, dass jeder Projektion φ_i eine andere Fehlerphase dφ_i überlagert ist. In dem erfindungsgemäßen Verfahren (A) werden die Phasen der Referenzsignale gegenüber dem ADC-Signal jeweils so gewählt, dass die Phase im Fourier-DC-Punkt der jeweiligen Projektionen unabhängig von der Frequenz des Referenzsignals, also beispielsweise Null ist.
Es sei bemerkt, dass die Bestimmung der Phase PH des Fourier-DC-Punktes, einer Projektion φ_i nach einer FOV-Verschiebung um ΔS (die letztlich zu dem Diagramm in 6 führt) vorteilhafter Weise durch Mittelwertbildung der komplexen Werte aller Messpunkte der jeweiligen Projektion φ_i erfolgt. Im Falle eines homogen-Signalgebenden Phantoms ist es weiter vorteilhaft die Phase des Mittelwertes der mit ihrem Betragsquadrat gewichteten fouriertransformierten Messpunkte in Ausleserichtung zu ermitteln.
Ferner sei bemerkt, dass die FOV-Verschiebung theoretisch auch (auf digitaler Ebene) durch Multiplikation des jeweiligen Referenzsignals auf den jeweiligen bereits gemessenen Projektionsdatensatz realisiert werden kann (wie es beispielsweise in der Spiral-Bildgebung üblich ist). Allerdings würde dies bei schnellen Bildgebungssequenzen im Randbereich des Projektionsdatensatzes die Nyquist-Bedingung verletzen und zu starken Einfaltungen führen. Aus diesem Grund ist es notwendig die Verschiebung des FOV's analog durchzuführen indem das Referenzsignal dem hochfrequenten Abtastsignal (ca. 16000 Punkte bei ca. l0 MHz) physikalisch zeitgleich überlagert wird wodurch eine große spektrale Breite erhalten werden kann. Von diesen ca. 16000 Punkten interessiert nur jener Punktbereich der das FOV so abbildet, dass bei einer ADC-Abtastung von z.B. 256 Abtastwerten (5) die Nyquist-Bedingung im Randbereich des FOV's gerade noch erfüllt ist, d.h. dass gerade keine Einfaltungen mehr entstehen. Die Überlagerung des Abtastsignals mit dem Referenzsignal erfolgt in einem analogen Mischer der eine Phasenwahl beider Signale (eben die erfindungsgemäße Phasenkorrektur bzw. Phasenkompensation) relativ zueinander ermöglicht.

Claims

Kalibrierungs-Verfahren bei einer FOV-Verschiebung (ΔS) innerhalb einer Ebene durch winkelabhängige Modulation der Phase (PH) des Fourier-DC-Punktes der jeweiligen Ausleserichtung (φ_i) in der MRT-Bildgebung zur Ermittlung der Gerätespezifischen Abhängigkeit des zu kompensierenden Zeitversatzes (dt) zwischen dem die Modulierung bewirkenden Referenzsignal und den ausgelesenen Messdatenpunkten der jeweiligen Ausleserichtung (φ_i) von einstellbaren Messparametern, aufweisend die folgenden Schritte: – Festlegen einer Ausleserichtung (φ_i) – Messen zumindest zweier Phasenwerte (PH) in dem Fourier-DC-Punkt bei unterschiedlicher jedoch in gleicher Richtung erfolgender Verschiebung des FOV in dieser Ausleserichtung (φ_i) – Ermitteln des Zeitversatzes (dt) in Form der Steigung einer durch die zumindest zwei Phasenwerte gebildeten linearen Funktion – Wiederholen der Schritte des Messens sowie des Ermittelns bei Variation zumindest eines einzustellenden Messparameters bis zwischen Zeitversatz (dt) und dem jeweiligen Messparameter ein mathematischer Zusammenhang ermittelt werden kann.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Messparameter die Abtastrate t der radialen k-Raum-Abtastung charakterisiert.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der mathematische Zusammenhang in der Form dt = A·t + B dargestellt wird, wobei t indirekt proportional ist zum Produkt aus Bandbreite und Auflösung.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Messen der Phase (PH) in dem Fourier-DC-Punkt nach der Verschiebung auf der Mittelwertbildung der komplexen Werte aller Punkte der Fouriertransformierten der Messpunkte der jeweiligen Ausleserichtung (φ_i) basiert.
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Mittelwertbildung die fouriertransformierten Meßpunkte in Ausleserichtung (φ_i) mit ihrem Betragsquadrat gewichtet werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass das Messen an einem homogen Signal-gebenden Phantom erfolgt welches im FOV vollständig enthalten ist.
Mess-Verfahren zur artefaktreduzierten MRT-Bildgebung bei Verschiebung des FOV auf Basis eines vorangegangenen Kalibrierungs-Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, mit den Schritten: – Erzeugen von Hochfrequenz-Anregungspulsen – radiales projektionsweises Abtasten von Antwortsignalen im k-Raum durch geeignet geschaltete Gradientenpulse unter Einsatz eines Analog-Digitalwandlers (ADC) derart, dass der jeweiligen ADC-Abtastung einer Ausleserichtung (φ_i) ein spezifisches harmonisches Referenz-Signal, dessen Frequenz (ω_i) abhängig von der jeweiligen Ausleserichtung (φ_i) ist, überlagert wird, wobei die Phase der Referenz-Signale relativ zur ADC-Abtastung aufgrund des Ergebnisses des vorangegangenen Kalibrier-Verfahrens so gewählt wird, dass die Phase (PH) im Fourier-DC-Punkt der jeweiligen Ausleserichtung (φ_i), unabhängig von der Frequenz (ω_i) des Referenz-Signals ist, – Durchführen einer Fouriertransformation des so erhaltenen radialen Projektionsdatensatzes um ein artefaktreduziertes Bild im Ortsraum zu erhalten.
Korrektur-Verfahren zur artefaktreduzierten MRT-Bildgebung bei Verschiebung des FOV auf Basis eines vorangegangenen Kalibrierungs-Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 6, mit den Schritten: – Erzeugen von Hochfrequenz-Anregungspulsen – radiales projektionsweises Abtasten von Antwortsignalen im k-Raum durch geeignet geschaltete Gradientenpulse unter Einsatz eines Analog-Digitalwandlers (ADC) derart, dass der jeweiligen ADC-Abtastung einer Ausleserichtung (φ_i) ein spezifisches harmonisches Referenz-Signal, dessen Frequenz (ω_i) abhängig von der jeweiligen Ausleserichtung (φ_i) ist, überlagert wird, – Ermitteln der aufgrund eines zwischen ADC-Signal und Referenz-Signal existierenden Zeitversatzes (dt) projektionsspezifischen Fehlerphase dφ_i auf Basis des vorangegangenen Kalibrierungs-Verfahrens, – projektionsweises Korrigieren der Phase des akquirierten radialen Datensatzes durch Multiplizieren der Datenpunkte der jeweiligen Projektion (φ_i) mit einem Phasenkorrekturfaktor exp (–i dφ_i), – Durchführen einer Fouriertransformation des so erhaltenen phasenkorrigierten radialen Datensatzes um ein artefaktreduziertes Bild im Ortsraum zu erhalten.
Gerät welches zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 8 geeignet ist.
Computersoftwareprodukt, dadurch gekennzeichnet, dass es ein Verfahren gemäß den obigen Ansprüchen 1 bis 8 implementiert, wenn es auf einer mit einem Kernspintomographiegerät verbundenen Recheneinrichtung läuft.