DE102006054600A1

DE102006054600A1 - Verfahren zur Phasenkorrektur von Magnet-Resonanz-Spektren, Magnet-Resonanz-Gerät und Computer-Software hierzu

Info

Publication number: DE102006054600A1
Application number: DE200610054600
Authority: DE
Inventors: Uwe Dr. Böttcher
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2006-11-20
Filing date: 2006-11-20
Publication date: 2008-06-05
Anticipated expiration: 2026-11-21
Also published as: DE102006054600B4

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Phasenkorrektur von MR-Spektren, aufweisend folgende Schritte: - Erzeugen eines komplexen Spektrums (55) durch Fouriertransformation (53) eines von angeregten Kernspins ausgesendeten und gemessenen Messsignals (51), - Bestimmen eines Betragsspektrums (59) aus dem komplexen Spektrum (55), - Bestimmen einer Phasenkorrektur (63) des komplexen Spektrums (55) unter Berücksichtigung und Optimierung eines Maßes, mit dem Unterschied (61) zwischen einem Realteil des komplexen Spektrums und dem Betragsspektrums (59) bewertet wird, und - Ausgeben und/oder Speicherung (65) des phasenkorrigierten, komplexen Spektrums. Weiterhin betrifft die Erfindung ein Magnet-Resonanz-Gerät und eine Computersoftware zur Durchführung des Verfahrens.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Phasenkorrektur von Magnet-Resonanz-Spektren. Weiterhin betrifft die Erfindung ein Magnet-Resonanz-Gerät, sowie eine Computer-Software hierzu.
Mit Hilfe der Magnet-Resonanz-Spektroskopie (im Folgenden als MRS bezeichnet, MR für Magnet-Resonanz) lassen sich bestimmte chemische Verbindungen räumlich-selektiv, nicht-invasiv und nicht-destruktiv nachweisen. Die MRS ist daher eine wichtige Methode zur in-vitro- und in-vivo-Untersuchung des Zellstoffwechsels von Geweben und Organen. In gesundem Gewebe liegen die mittels MRS nachweisbaren Stoffwechselprodukte (Metabolite) im Allgemeinen in bekannten, gewebetypischen Gleichgewichtskonzentrationen vor. Stress, Funktionsstörungen und/oder Krankheiten können zu Verschiebungen der Metaboliten-Konzentrationen führen. Solche Konzentrationsänderungen können mit Hilfe der MRS nachgewiesen werden.
Die MRS beruht dabei auf den gleichen Grundprinzipien wie die Magnet-Resonanz-Bildgebung, die nun im Folgenden näher ausgeführt werden.
Zunächst werde vereinfacht angenommen, dass die Kernseins einer zu untersuchenden Probe alle dieselbe Larmorfrequenz aufweisen, d.h., dass die Kernseins der Probe alle mit derselben Frequenz um ein äußeres angelegtes statisches Magnetfeld – folgend als Hauptmagnetfeld bezeichnet – präzedieren. Ohne weitere zusätzliche Magnetfelder richten sich die Kernseins entlang des Hautmagnetfeldes derart aus, dass von der Gesamtheit der ausgerichteten Kernseins eine zeitlich konstante Magnetisierung in Richtung des Hauptmagnetfeldes erzeugt wird. Nach Einstrahlung eines hochfrequenten Anregungspulses klappt diese Magnetisierung aus ihrer Gleichgewichtslage her aus und erzeugt eine um das Hauptmagnetfeld mit der Larmorfrequenz präzedierende Quermagnetisierung, die mittels geeigneter Hochfrequenz-Antennen (im Folgenden auch als HF-Antennen, HF für Hochfrequenz) gemessen werden kann. Das Messsignal ist dabei mit der Larmorfrequenz moduliert.
Aufgrund verschiedener Wechselwirkungen, vornehmlich Spin-Spin- und Spin-Gitter-Wechselwirkungen, kehrt die ausgelenkte Magnetisierung wieder in ihre Gleichgewichtslage zurück. Dies bedeutet, dass die präzedierende Quermagnetisierung im Laufe der Zeit abnimmt. Die Abnahme weist dabei einen exponentiellen Verlauf auf. Mathematisch kann der zeitliche Verlauf der in der Ebene senkrecht zum Hauptmagnetfeld präzedierenden Quermagnetisierung M_xy(t) durch folgende komplexe Funktion beschrieben werden, wobei die komplexe Ebene der räumlichen Ebene senkrecht zum Hauptmagnetfeld entspricht:
M_y(t) und M_x(t) kennzeichnen dabei den Real- bzw. Imaginärteil der komplexen Funktion M_xy(t). Die Größe M_xy kennzeichnet die Größe der Quermagnetisierung unmittelbar nach einem Anregungspuls, ω₀ die Larmorfrequenz und T₂ die Zeitkonstante des exponentiellen Abfalls der Quermagnetisierung. Der exponentielle Abfall der Quermagnetisierung wird unter anderem auch als FID (für engl: „free induction decay") bezeichnet. Eine Abtastung dieser komplexen Funktion erfolgt durch Messung der präzedierenden Quermagnetisierung in zwei üblicherweise zueinander orthogonalen unterschiedlichen Richtungen der zum Hauptmagnetfeld senkrechten Ebene, also durch Abtastung der Komponenten M_y(t) und M_x(t).
Durch Fouriertransformation der komplexen Funktion entlang der Zeitachse erhält man ein komplexes Spektrum S(ω), das durch eine absorptive Komponenten A(ω) und eine dispersive Komponente D(ω) gekennzeichnet ist:
Bei idealer Phasenlage der präzedierenden Quermagnetisierung entspricht die absorptive Komponente dem Realteil R(ω) des komplexen Spektrums und die dispersive Komponente dem Imaginärteil I(ω) des komplexen Spektrums: S(ω) = A(ω) + iD(ω) = R(ω) + iI (ω). (3)
Die absorptive Komponente zeigt dabei einen Peak, der deutlich schmäler ist als ein entsprechender Peak im Betragsspektrum des komplexen Spektrums:
Die eben gemachten Betrachtungen gelten auch dann, wenn die zu untersuchende Probe Kernseins aufweist, die nicht alle dieselbe Larmorfrequenz haben, sondern bei denen die Präzessionsfrequenz in unterschiedlichem Maße von der idealen Larmorfrequenz ω₀ abweicht. Beispielsweise weisen Protonen eine geringfügig unterschiedliche Präzessionsfrequenz auf, wenn sie sich in einer anderen chemischen Umgebung befinden. So haben Protonen des Fettgewebes eine um ungefähr 3,6 ppm (parts per million) verschobene Präzessionsfrequenz, verglichen mit Protonen des Wassers.
Dementsprechend wird eine von angeregten Kernseins unterschiedlicher Präzessionsfrequenz erzeugte Quermagnetisierung einen komplizierteren zeitlichen Verlauf aufweisen als den durch den Zusammenhang (1) beschriebenen Verlauf. Die Fouriertransformation des zeitlichen Verlaufs der Quermagnetisierung ergibt jedoch ein komplexes Spektrum, das entsprechend den unterschiedlichen Präzessionsfrequenzen unterschiedliche, idealerweise scharf voneinander abgegrenzte Peaks aufweist. Die Integralfläche eines Peaks korreliert dabei mit der Menge der Kernseins, die die entsprechende Prä zessionsfrequenz aufweisen. Hierdurch kann aus dem Spektrum auf die Zusammensetzung der zu untersuchenden Probe geschlossen werden, wodurch eine nicht-invasive Diagnostik ermöglicht wird.
Um jedoch Spektren korrekt auswerten zu können, ist es notwendig, dass die Peaks der Spektren vergleichsweise schmal sind, da ansonsten eine Überlappung der Peaks eine Auswertung des Spektrums deutlich erschweren würde. Im Folgenden werden Probleme aufgezeigt, die sich bei der Messung und Ermittelung eines Spektrums ergeben können. Durch die hier geschilderten Probleme ergeben sich Spektren, die durch Veränderungen, die unter der Bezeichnung „Phasenfehler nullter Ordnung" bzw. „Phasenfehler erster Ordnung" bekannt sind, von der Idealform abweichen. Derartig veränderte Spektren stellen bei der Auswertung der Spektren ein Problem dar.
Wie bereits geschildert, setzt sich das komplexe Spektrum aus einem Realteil und einem Imaginärteil zusammen, wobei bei idealer Phasenlage des Spektrums der Realteil des komplexen Spektrums der absorptiven Komponente und der Imaginärteil der dispersiven Komponente entsprechen. In diesem Fall weisen die Peaks im Realteil des komplexen Spektrums – also der absorptiven Komponente – eine günstige schmale Breite auf. Bei Messung des Realteils und des Imaginärteils des komplexen Spektrums kann diese ideale Phasenlage jedoch nicht immer eingehalten werden. Beispielsweise erzeugt ein Abweichen der Phase des Empfängers von der Phase des Anregungspulses um eine Phasendifferenz φ eine Vermischung der absorptiven und der dispersiven Komponente im Real- bzw. im Imaginärteil des Spektrums: R(ω) = A(ω) cos φ – D(ω) sin φ und I(ω) = A(ω) sin φ + D(ω) cos φ. (5)
Ein konstantes Abweichen der Phase des Empfängers von der Phase des Anregungspulses um die Phasendifferenz φ wird als sogenannter Phasenfehler nullter Ordnung bezeichnet und kann durch eine Phasenkorrektur nullter Ordnung des Spektrums kom pensiert werden, indem das komplexe Spektrum mit dem entsprechenden komplexen Phasenwert e^–iφ multipliziert wird, so dass im Realteil und Imaginärteil des komplexen Spektrums wieder die absorptiven und die dispersiven Komponente entkoppelt vorliegen.
In der Regel zeigt sich jedoch eine zusätzliche Frequenzabhängigkeit der Phasendifferenz φ = φ(ω) aufgrund einer zeitlich inkorrekten Datenaufnahme bezüglich des Signalbeginns, wenn beispielsweise der Anfang des Echosignals nicht im Echomaximum aufgezeichnet wird. Ein derartiger Phasenfehler entsteht auch bei Experimenten, bei denen der freie Zerfall der Quermagnetisierung (FID) gemessen wird, vornehmlich durch eine technisch bedingte und schwer vermeidbare zeitliche Verzögerung Δt (auch als „time delay" bezeichnet) der Datenaufnahme im Bereich einiger hundert Millisekunden nach Erzeugung einer präzedierenden Quermagnetisierung durch den Anregungspuls. Diese zeitliche Verzögerung Δt bewirkt, dass Kernseins mit einer unterschiedlichen Resonanzfrequenz – bedingt durch die unterschiedlich schnelle Präzessionsbewegung – eine unterschiedliche Phasenverschiebung φ = φ(ω) aufweisen. Der durch diese Frequenzabhängigkeit der Phasendifferenz φ erzeugte Fehler im Spektrum wird auch als Phasenfehler erster Ordnung bezeichnet. Dies führt zu einem frequenzabhängigen Mischen der absorptiven und der dispersiven Komponente im Real- bzw. im Imaginärteil des komplexen Spektrums.
In allen Fällen führen die Phasenfehler nullter und/oder erster Ordnung zu einer Vermischung der absorptiven und der dispersiven Komponente im Real- und im Imaginärteil des gemessenen komplexen Spektrums. Dies verursacht eine unerwünschte Verbreiterung und teilweise auch eine Negativierung von einzelnen Peaks im Realteil des gemessenen komplexen Spektrums. Aus diesem Grund sind eine Auswertung des gemessenen Spektrums und/oder eine Beurteilung des Spektrums durch einen Anwender erschwert. Daher werden in der Regel Korrekturverfahren durchgeführt, die Phasenfehler nullter und/oder erster Ordnung kompensieren sollen.
Zum einen gibt es die relativ einfache Möglichkeit, die Phasenkorrektur manuell vorzunehmen, indem Korrekturwerte für die Phase nullter Ordnung und für die Phase erster Ordnung manuell eingegeben werden. Dies erfordert allerdings eine gewisse Erfahrung des Anwenders, wobei selbst durch erfahrene Anwender meistens nicht optimale Phasenkorrekturwerte ermittelt werden. Diese Methoden können teilweise automatisiert werden, indem die Phasenkorrektur automatisiert derart durchgeführt wird, dass in spektralen Bereichen, wo ein zu einer Substanz gehörender Signalpeak zu erwarten ist, auch ein möglichst unverzerrter Peak durch die Phasenkorrektur erzeugt wird. Dies setzt allerdings ein Vorwissen über zu erwartende Signalpeaks voraus, das aufgrund der Variabilität der Verhältnisse bei Pathologien nicht immer den tatsächlichen Gegebenheiten entspricht und insbesondere bei überlappenden Signalen nur schwer ermittelbar ist.
Eine andere, zumindest teilweise automatisch ablaufende Methode der Phasenkorrektur ist es, ein gemessenes Spektrum einem theoretisch ermittelten und idealisierten Spektrum durch Variation einzelner Phasenkorrekturwerte anzupassen. Dieser Ansatz kann allerdings in mehreren Fällen versagen. Zum einen können auch hier die Annahmen, die bei der Erstellung des theoretischen Spektrums gemacht worden sind, nicht mit den Gegebenheiten übereinstimmen, die bei der Messung des tatsächlichen Spektrums vorgelegen haben. Dies kann beispielsweise der Fall sein, wenn aufgrund einer pathologischen Veränderung die Zusammensetzung des zu untersuchenden Gewebes von der Zusammensetzung des Modellgewebes abweicht. Hieraus ergibt sich ein Unterschied zwischen theoretischem Spektrum und idealem gemessenen Spektrum, der eine genaue Bestimmung der Phasenkorrektur verfälscht. Zum anderen kann es in gemessenen Spektren zu einem starken Überlappen verschiedener Signale kommen, wie es beispielsweise bei kurzen Echozeiten und/oder einer schlechten Homogenität zu untersuchenden Voxeln auftreten kann. In diesen Fällen misslingt oftmals eine hinreichend genaue Durchführung insbesondere Phasenkorrektu ren erster Ordnung. Die bei diesen Verfahren durchzuführenden komplexen Kurvenanpassungen sind darüber hinaus vergleichsweise aufwändig.
Daher ist es die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zur Phasenkorrektur von MR-Spektren anzugeben, das robust, vielfältig einsetzbar und schnell durchführbar ist. Weiterhin ist es die Aufgabe der Erfindung, ein MR-Gerät sowie eine Computersoftware anzugeben, mit der ein robustes, vielfältig einsetzbares und schnell durchzuführendes Verfahren zur Phasenkorrektur von MR-Spektren durchgeführt werden kann.
Die Erfindung wird gelöst durch ein Verfahren gemäß Anspruch 1, durch ein MR-Gerät gemäß Anspruch 11 sowie durch eine Computersoftware gemäß Anspruch 12. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung finden sich in den Merkmalen untergeordneter Ansprüche.
Die Erfindung wird demnach durch ein Verfahren zur Phasenkorrektur von MR-Spektren realisiert, das folgende Schritte aufweist:

– Erzeugen eines komplexen Spektrums durch Fouriertransformation eines von angeregten Kernseins ausgesendeten und gemessenen Messsignals,
– Bestimmen eines Betragsspektrums aus dem komplexen Spektrum,
– Bestimmen einer Phasenkorrektur des komplexen Spektrums unter Berücksichtigung und Optimierung eines Maßes, mit dem ein Unterschied zwischen einem Realteils des komplexen Spektrums und dem Betragsspektrums bewertet wird, und
– Ausgeben und/oder Speicherung des phasenkorrigierten, komplexen Spektrums.

Die Bestimmung der Phasenkorrektur für das komplexe Spektrum erfolgt folglich anhand des Maßes, das den Unterschied zwischen dem Realteil des komplexen Spektrums und dem Betrags spektrum bewertet, derart, dass beim phasenkorrigierten Spektrum das Maß optimiert ist.
Das Verfahren basiert dabei auf der Tatsache, dass sich die absorptive Komponente eines MR-Spektrums und das Betragsspektrum der Form nach ähneln, während sich die dispersive Komponente des MR-Spektrums und das Betragsspektrum der Form nach deutlich unterscheiden. So weisen z.B. ein glockenförmiger Peak im Betragsspektrum und der entsprechende Peak in der absorptiven Komponente jeweils ein Maximum an im Wesentlichen gleicher Stelle auf. Der Peak im Betragsspektrum ist lediglich breiter als der entsprechende Peak der absorptiven Komponente. Die dispersive Komponente hingegen zeigt an der Stelle des Maximums im Betragsspektrum einen Null-Durchgang. Dies bedeutet, dass zwischen der absorptiven Komponente des Spektrums und dem Betragsspektrum ein lediglich geringer Unterschied vorliegt, während zwischen der dispersiven Komponente und dem Betragsspektrum der Unterschied erheblich größer ist.
Durch die Phasenkorrektur wird der Unterschied zwischen Betragsspektrum und Realteil des phasenkorrigierten komplexen Spektrums verringert und – im Idealfall – minimiert. Dies erfolgt mit Hilfe eines Maßes, das den Unterschied bewertet. Der Unterschied zwischen Betragsspektrum und Realteil kann dabei auf verschiedene Arten mit einem Maß charakterisiert und bewertet werden. In einem einfachen Fall werden die Differenzen punktweise zwischen dem Betragsspektrum und dem Realteil des Spektrums gebildet und aufsummiert. Es kann aber auch beispielsweise ein Korrelationsfaktor als Maß für die Ähnlichkeit zwischen Betragsspektrum und Realteil ermittelt werden, ein Skalarprodukt für Funktionen zur Charakterisierung des Unterschiedes zwischen Betragsspektrum und Realteil eingesetzt werden, oder auch ein Integral über eine z.B. gewichtete Differenz beider Funktionen gebildet werden.
Ein derartiges Maß wird bei dem Verfahren derart eingesetzt, dass die Phasenkorrektur anhand des Maßes durchgeführt wird, sodass das Maß durch die Phasenkorrektur einen Extremwert annimmt und somit anzeigt, dass der Unterschied zwischen Realteil und Betragsspektrum möglichst gut verringert wird. Je nach Definition des Maßes bedeutet die Phasenkorrektur unter Optimierung des Maßes, dass das Maß durch die Phasenkorrektur verkleinert – und im Idealfall minimiert – wird oder dass das Maß vergrößert und – im Idealfall maximiert – wird.
Auf diese Weise wird erreicht, dass durch die Phasenkorrektur des MR-Spektrums der Realteil des MR-Spektrums vornehmlich die absorptive Komponente widerspiegelt.
Mit dem Verfahren kann eine Phasenkorrektur bei einem komplexen MR-Spektrum auf einfache und schnelle Weise durchgeführt werden, da zur Durchführung des Verfahrens wesentlich weniger Vorwissen notwendig ist als bei herkömmlichen Phasenkorrekturverfahren, die auf theoretischen Modellannahmen basieren und die unter Umständen den tatsächlich vorliegenden Verhältnissen nicht gerecht werden. Darüber hinaus benötigt das Verfahren keine aufwendigen und rechenintensiven komplexen Kurvenanpassungen. Das vergleichsweise einfache erfindungsgemäße Verfahren kann daher auf einfache Art und Weise in bereits bestehende Nachverarbeitungsprogramme eingebaut werden, ohne dass große aufwändige Änderungen vorgenommen werden müssen und ohne dass sich durch eine derart durchgeführte Phasenkorrektur die Zeitdauer einer Nachverarbeitung ungebührlich verlängert.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist dabei unabhängig von der zu untersuchenden Kernsorte und kann ohne weitere aufwändige Anpassung auch bei anderen Kernen als bei Protonen angewendet werden, z.B. bei Kohlenstoff- oder Phosphor-Isotopen (¹³C bzw. ³¹P).
Bevorzugterweise wird die Bestimmung der Phasenkorrektur für einen Phasenfehler nullter Ordnung durchgeführt. Auf diese Weise kann durch das Verfahren ein bei MR-Spektren häufig auftretender Phasenfehler auf einfache Weise korrigiert werden.
Mit Vorteil wird bei der Bestimmung der Phasenkorrektur für den Phasenfehler nullter Ordnung ein Phasenwert nullter Ordnung variiert und derjenige Phasenwert nullter Ordnung zur Phasenkorrektur verwendet, bei dem das Maß optimiert ist. Diese Ausführungsform ist besonders einfach zu implementieren, da der Phasenwert beispielsweise innerhalb vorgegebener Grenzen variiert wird und jeweils der sich daraus ergebende Unterschied zwischen dem Realteil des phasenkorrigierten Spektrums und dem Betragsspektrum ermittelt wird. Derjenige Phasenwert, bei dem der Unterschied minimal ist, wird zur Phasenkorrektur des gemessenen MR-Spektrums verwendet.
In vorteilhafter Weise wird der Phasenwert nullter Ordnung ausgehend von einem Zwischenwert variiert, wobei der Zwischenwert bestimmt wird, indem der Unterschied zwischen dem Realteil des phasenkorrigierten komplexen Spektrums und dem Betragsspektrum in lediglich einem Bereich um ein Signalmaximum des Spektrums mit dem Maß bewertet und optimiert wird. Da der Zwischenwert durch Optimierung des Unterschiedes in lediglich einem Bereich um das Signalmaximum des Spektrums ermittelt wird, kann dieser Teilschritt besonders einfach und ohne großen Rechenaufwand implementiert werden. Zudem stellt der Zwischenwert bereits eine gute Näherung für den Phasenwert nullter Ordnung dar, da der Phasenwert nullter Ordnung, wie eingangs geschildert, konstant und unabhängig von der Frequenz ist. Der Zwischenwert wird daraufhin als Ausgangspunkt für die Variation des Phasenwertes nullter Ordnung verwendet. Die Variation des Phasenwertes kann nun schneller und einfacher durchgeführt werden, da der Zwischenwert bereits eine gute Näherung für den Phasenwert darstellt, der letztendlich zur Korrektur des MR-Spektrums verwendet wird.
Bevorzugterweise wird die Bestimmung der Phasenkorrektur für einen Phasenfehler erster Ordnung durchgeführt. Auf diese Weise werden auch Phasenfehler erster Ordnung bei der Phasenkorrektur berücksichtigt.
Mit Vorteil wird bei der Bestimmung der Phasenkorrektur für den Phasenfehler erster Ordnung ein Phasenwert erster Ordnung variiert und derjenige Phasenwert erster Ordnung zur Phasenkorrektur verwendet, bei dem das Maß optimiert ist. Auf diese Weise kann die Bestimmung des Phasenwertes erster Ordnung zur Korrektur des MR-Spektrums auf einfache Weise implementiert werden.
Mit Vorteil wird bei der Bestimmung des Maßes, mit dem der Unterschied zwischen dem Realteil des komplexen Spektrums und dem Betragsspektrum bewertet wird, eine Differenzbildung durchgeführt. Bevorzugterweise wird bei der Bestimmung der Phasenkorrektur der Unterschied zwischen dem Realteil des phasenkorrigierten komplexen Spektrums und dem errechneten Betragsspektrum lediglich bei denjenigen Bereichen des Spektrums berücksichtigt, in denen spektrale Werte oberhalb einer Rauschschwelle liegen. Hierdurch wird vermieden, dass bei der Bestimmung des Unterschiedes Bereiche im Spektrum berücksichtigt werden, deren Signal-Rausch-Verhältnis zu gering ist, so dass die Berücksichtigung dieser Bereiche die Ermittelung einer korrekten Phasenkorrektur verfälschen kann. Hierdurch erhöht sich die Qualität einer durchzuführenden Phasenkorrektur.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung wird bei der Bestimmung des Unterschiedes zwischen dem Realteil des phasenkorrigierten komplexen Spektrums und dem Betragsspektrum eine Gewichtung unter Berücksichtigung der Amplitudenwerte des Betragsspektrums durchgeführt. Beispielsweise können – falls bei der Bestimmung des Unterschiedes eine Differenzbildung zwischen Betragsspektrum und Realteil durchgeführt wird – die Differenz mit gegebenenfalls normierten Amplitudenwerten des Betragsspektrums gewichtet werden. Auch auf diese Weise erhöht sich die Qualität der Phasenkorrektur, da der Unterschied in den spektralen Bereichen stärker gewichtet wird, die hohe Amplitudenwerte im Betragsspektrum aufweisen und deren Signal-Rausch-Verhältnis folglich höher ist.
Mit Vorteil werden bei der Bestimmung des Maßes, mit dem der Unterschied zwischen dem Realteil des komplexen Spektrums und dem Betragsspektrum bewertet wird, lediglich diejenigen Bereiche des Spektrums berücksichtigt, bei denen ein absorptiver Anteil des Spektrums nicht negativ ist. Hierdurch können diejenigen Fälle berücksichtigt werden, bei denen aufgrund der verwendeten speziellen Aufnahmesequenz die absorptive Komponente bestimmter Metabolite ein negatives Signal erzeugt. Beispielsweise erzeugt Laktat eine negative absorptive Komponenten, wenn es mit einer PRESS-Sequenz (PRESS für engt: „Point Resolved Spectroscopy") mit bestimmten Echozeiten gemessen wird. Diese Bereiche weisen naturgemäß eine große Differenz zwischen einem phasenkorrigierten Realteil und dem Betragsspektrum auf. Dadurch, dass diese Bereiche bei der Phasenkorrektur nicht berücksichtigt werden, erhöht sich die Qualität der Phasenkorrektur.
Das erfindungsgemäße Magnet-Resonanz-Gerät umfasst eine Rechnereinheit, die zur Durchführung eines Verfahrens gemäß einem der Ansprüche 1 bis 10 ausgebildet ist.
Die erfindungsgemäße Computersoftware, implementiert ein Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 10, wenn sie auf einer Rechnereinheit ausgeführt wird.
Ausführungsformen der Erfindung sowie vorteilhafte Weiterbildungen gemäß den Merkmalen der Unteransprüche werden im Folgenden durch die beiliegende Zeichnung näher erläutert, ohne jedoch darauf beschränkt zu sein.
Es zeigen:
1 einen schematischen Überblick über ein MR-Gerät,
2 eine schematische Darstellung über eine Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens,
3 eine schematische Darstellung über eine Ausführungsform des Schrittes der Phasenkorrektur,
4 einen schematischen Überblick über den Schritt der Ermittelung des Unterschiedes zwischen einem Realteil des komplexen Spektrums und dem dazugehörigen Betragsspektrum,
5 ein Diagramm mit verschiedenen Komponenten eines idealisierten Spektrums, und
6 die Darstellung des Realteils eines komplexen Spektrums vor und nach Durchführung der Phasenkorrektur.
1 zeigt schematisch den Aufbau eines Magnet-Resonanz-Gerätes 1 mit seinen wesentlichen Komponenten. Um einen Körper mittels Magnet-Resonanz-Bildgebung zu untersuchen, werden verschiedene, in ihrer zeitlichen und räumlichen Charakteristik genauestens aufeinander abgestimmte Magnetfelder auf den Körper eingestrahlt.
Ein in einer hochfrequenztechnisch abgeschirmten Messkabine 3 angeordneter starker Magnet, üblicherweise ein Kryomagnet 5 mit einer tunnelförmigen Öffnung, erzeugt ein statisches starkes Hauptmagnetfeld 7, das üblicherweise 0,2 Tesla bis 7 Tesla und mehr beträgt. Ein zu untersuchender Körper oder ein Körperteil – hier nicht dargestellt – wird auf einer Patientenliege 9 gelagert und im homogenen Bereich des Hauptmagnetfeldes 7 positioniert.
Die Anregung der Kernseins des Körpers erfolgt über magnetische Hochfrequenz-Anregungspulse, die über eine hier als Körperspule 13 dargestellte Hochfrequenzantenne eingestrahlt werden. Die Hochfrequenz-Anregungspulse werden von einer Pulserzeugungseinheit 15 erzeugt, die von einer Pulssequenz- Steuerungseinheit 17 gesteuert wird. Nach einer Verstärkung durch einen Hochfrequenzverstärker 19 werden sie zur Hochfrequenzantenne geleitet. Das hier gezeigte Hochfrequenzsystem ist lediglich schematisch angedeutet. Üblicherweise werden mehr als eine Pulserzeugungseinheit 15 und mehrere Hochfrequenzantennen in einem Magnet-Resonanz-Gerät 1 eingesetzt.
Weiterhin verfügt das Magnet-Resonanz-Gerät 1 über Gradientenspulen 21, mit denen bei einer Messung magnetische Gradientenfelder zur selektiven Schichtanregung und zur Ortskodierung des Messsignals eingestrahlt werden. Die Gradientenspulen 21 werden von einer Gradientenspulen-Steuerungseinheit 23 gesteuert, die ebenso wie die Pulserzeugungseinheit 15 mit der Pulssequenz-Steuerungseinheit 17 in Verbindung steht.
Die von den angeregten Kernseins ausgesendeten Signale werden von der Körperspule 13 und/oder von Lokalspulen 25 empfangen, durch zugeordnete Hochfrequenzvorverstärker 27 verstärkt und von einer Empfangseinheit 29 weiterverarbeitet und digitalisiert.
Bei einer Spule, die sowohl im Sende- als auch im Empfangsmodus betrieben werden kann, wie z.B. die Körperspule 13, wird die korrekte Signalweiterleitung durch eine vorgeschaltete Sende-Empfangs-Weiche 39 geregelt.
Eine Bildverarbeitungseinheit 31 erzeugt aus den Messdaten ein Bild, das über eine Bedienkonsole 33 einem Anwender dargestellt oder in einer Speichereinheit 35 gespeichert wird. Eine zentrale Rechnereinheit 37 steuert die einzelnen Anlagekomponenten. Die Rechnereinheit 37 ist dabei so ausgebildet, dass mit ihr das erfindungsgemäße Verfahren durchgeführt werden kann.
Das erfindungsgemäße Verfahren muss dabei nicht zwangsläufigerweise auf einer Rechnereinheit 37 ausgeführt werden, die mit einem MR-Gerät 1 verbunden ist. Ebenso kann das erfindungsgemäße Verfahren mit einer Computersoftware implemen tiert werden, die auf einem Computer läuft, der nicht mit dem MR-Gerät 1 in Verbindung steht und der lediglich die Messdaten einer MRS-Untersuchung in seinen Speicher laden kann.
2 zeigt eine schematische Darstellung einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens. Ausgangspunkt ist ein von angeregten Kernseins ausgesendetes und aufgezeichnetes Messsignal 51, von dem über eine komplexe Fouriertransformation 53 entlang der Zeitachse das zugehörige komplexe Spektrum 55 errechnet wird.
Da das komplexe Spektrum 55, insbesondere dessen Realteil 57, aufgrund der eingangs beschriebenen Phasenfehler nicht immer die gewünschte Form und Schärfe der darin enthaltenen Peaks aufweist, wird am komplexen Spektrum 55 eine Phasenkorrektur vorgenommen. Hierzu wird zunächst aus dem komplexen Spektrum 55 der Realteil 57 des komplexen Spektrums 55 und das Betragsspektrum 59 entnommen bzw. errechnet. Daraufhin wird der Unterschied 61 zwischen dem Realteil 57 des komplexen Spektrums 55 und dem Betragsspektrum 59 mit einem Maß 62 bewertet. Dies kann beispielsweise mit Hilfe einer Differenzbildung erfolgen, wie es nachfolgend anhand von 4 ausführlicher beschrieben wird.
In einem nächsten Schritt erfolgt die Durchführung einer Phasenkorrektur 63 am komplexen Spektrum 55 unter Berücksichtung und Optimierung des Maßes 62, das den Unterschied 61 zwischen dem Realteil des komplexen Spektrums 57 und dem Betragsspektrum 59 bewertet. Eine Ausführungsform zu diesen Schritten wird nachfolgend anhand von 3 genauer erläutert.
Nach Durchführung der Phasenkorrektur 63 am komplexen Spektrum 55 kann das phasenkorrigierte komplexe Spektrum, insbesondere dessen Realteil, der für die Beurteilung des Ergebnisses einer MRS-Untersuchung wesentlich ist, einem Anwender ausgegeben und/oder gespeichert werden – beispielsweise in einer Rechnereinheit -, sodass es für weitere rechnerimplementierte Verarbeitungsschritte verwendet werden kann (Ausge ben und/oder Speichern 65 des phasenkorrigierten komplexen Spektrums).
Anhand der schematischen Darstellung von 3 wird eine vorteilhafte Ausgestaltungsvariante des Verfahrensschrittes der Bestimmung der Phasenkorrektur näher erläutert.
Ausgehend von dem komplexen Spektrum 55 und von dem Betragsspektrum 59 wird ein Signalmaximum im Betragsspektrum 59 ermittelt und ein spektraler Bereich 67 gewählt, der um das Signalmaximum gelegen ist. Dieser spektrale Bereich 67 stellt einen vergleichsweise schmalen Ausschnitt aus dem gesamten komplexen Spektrum 55 dar.
Mithilfe dieses spektralen Bereiches 67 wird nun ein erster Zwischenwert 69 für die Korrektur der Phase nullter Ordnung derart bestimmt, dass ein komplexes Spektrum 55, dessen Phase nullter Ordnung um diesen Zwischenwert 69 korrigiert ist, einen optimierten Unterschied zwischen seinem Realteil und dem Betragsspektrum 59 in diesem spektralen Bereich 67 aufweist. Der Vorteil, dass für die Bestimmung des Zwischenwertes 69 zunächst nur der spektralen Bereich 67 betrachtet wird, liegt darin, dass die Bestimmung des Zwischenwertes 69 wesentlich einfacher ausgebildet und durchgeführt werden kann, da nur ein vergleichsweise schmaler Ausschnitt aus dem gesamten Spektrum und damit eine deutlich geringere Datenmenge der Bestimmung zu Grunde liegt.
Beispielsweise kann der Zwischenwert 69 gefunden werden, indem verschiedene Werte zur Phasenkorrektur eingesetzt werden und jeweils der daraus entstehende Unterschied zwischen Betragsspektrum 59 und Realteil des phasenkorrigierten komplexen Spektrums mit einem Maß bewertet wird. Derjenige Wert, der den Unterschied am besten verringert – bei dem folglich das Maß optimiert ist – bestimmt den Zwischenwert 69. Dadurch, dass lediglich der spektrale Bereich 67 der Bewertung und der Optimierung zu Grunde liegt, können verschiede Werte ohne lange Rechenzeit getestet werden, sodass der der Zwischenwert 69 schnell und genau aufgefunden werden kann.
Da die Phase nullter Ordnung im Idealfall unabhängig von der spektralen Frequenz ist, stellt der so ermittelte Zwischenwert 69 bereits eine guten Näherungswert für eine Phasenkorrektur nullter Ordnung dar, zumal er an einem spektralen Bereich 67 ermittelt worden ist, der ein hohes Signal-Rausch-Verhältnis aufweist.
Ausgehend von diesem Zwischenwert 69 wird ein Phasenwert nullter Ordnung 71 gefunden, derart, dass ein mit diesem Phasenwert nullter Ordnung 71 korrigiertes Spektrum einen optimierten Unterschied zwischen dem Realteil des korrigierten komplexen Spektrums und dem Betragsspektrum 59 aufweist. Der Zwischenwert 69 kann dabei als Ausgangspunkt für verschiedene Optimierungsalgorithmen dienen, von dem aus der Phasenwert nullter Ordnung 71 innerhalb vorgegebener Grenzen variiert wird, solange, bis der Unterschied zwischen Realteil und Betragsspektrum 59 optimiert ist.
Eine einfache Methode ist es beispielsweise, verschiedene Werte in einem vorgegebenen Intervall um den Zwischenwert 69 zur Phasenkorrektur zu testen und denjenigen Wert als Phasenwert nullter Ordnung 71 zu bestimmen, der den Unterschied 61 zwischen dem Realteil des korrigierten komplexen Spektrums und dem Betragsspektrum 59 am besten verringert.
Nach Bestimmung des Phasenwertes nullter Ordnung 71 kann die Ermittelung eines Phasenwertes erster Ordnung 73 in analoger Weise erfolgen. Auch hier kann der Phasenwert erster Ordnung 73 beispielsweise innerhalb bestimmter vorgegebener Grenzen variiert werden, solange, bis ein Phasenwert erster Ordnung 73 gefunden ist, der den Unterschied 61 zwischen Realteil des mit dem Phasenwert korrigierten komplexen Spektrums und dem Betragsspektrum 59 optimiert.
Nach Ermittelung der Phasenwerte nullter und gegebenenfalls erster Ordnung 71 bzw. 73 erfolgt die Durchführung der Phasenkorrektur 63 mit den gefundenen Phasenwerten.
Die oben beschriebene Methode der Variation von Werten zur Auffindung derjenigen Phasenwerte, die den Unterschied zwischen Realteil des phasenkorrigierten Spektrums und dem Betragsspektrum 59 am besten angleichen und verringern, und die letztlich zur Phasenkorrektur 63 eingesetzt werden, ist lediglich eine einfach umzusetzende Möglichkeit der Auffindung der Phasenwerte. Es können auch andere Optimierungsalgorithmen eingesetzt werden. Beispielsweise kann eine numerische Funktion bestimmt werden, die das Maß 62 zur Bewertung des Unterschiedes 61 zwischen Realteil und Betragsspektrum 59 in Abhängigkeit verschiedener Phasenkorrekturwerte angibt, und daraufhin diese Funktion mit verschiedenen mathematischen Optimierungsalgorithmen auf Extremstellen untersucht werden.
4 zeigt eine schematische Darstellung über bevorzugte Ausführungsformen der Bestimmung des Unterschieds zwischen dem Realteil eines komplexen Spektrums 57 und dem Betragsspektrum 59.
Ausgangspunkt ist der Realteil 57 des komplexen Spektrums 55 sowie das Betragsspektrum 59. Zunächst werden erste Bereiche 75 bestimmt, bei denen die absorptive Komponente des Spektrums nicht-negative Signalanteile beinhaltet. Beispielsweise erzeugt Laktat eine negative absorptive Komponente, wenn es mit einer PRESS-Sequenz (PRESS für engl: „Point Resolved Spectroscopy") mit bestimmten Echozeiten gemessen wird. Im Bereich des Spektrums, der das Laktat-Signal widerspiegelt, wäre die Differenz zwischen einem phasenkorrigierten Realteil und dem Betragsspektrum naturgemäß hoch. Durch die Bestimmung der ersten Bereiche 75 werden derartige Bereiche ausgenommen, die eine Phasenkorrektur verfälschen könnten.
Weiterhin werden zweite Bereiche 77 bestimmt, bei denen Werte des Spektrums oberhalb einer vordefinierten Rauschschwelle liegen. Die zweiten Bereiche 77 lassen sich auf beispielsweise auf einfache Weise am Betragsspektrum 59 ermitteln. Hierdurch ist gewährleistet, dass bei der Ermittelung des Unterschiedes 61 zwischen dem Realteil 57 eines komplexen Spektrums 55 und dem Betragsspektrum 59 der Unterschied nicht durch Bereiche, die vornehmlich durch Rauschen charakterisiert sind, verfälscht wird. Alternativ können als zweite Bereiche auch nur diejenigen Bereiche genommen werden, bei denen ein Signalpeak zu erwarten ist. Auch auf diese Weise werden Bereiche bei der Unterschiedsbestimmung ausgenommen, die vornehmlich nur durch Rauschen gekennzeichnet sind.
Nachdem die ersten und die zweiten Bereiche 75, 77 bestimmt worden sind, wird eine Differenz 79 zwischen Realteil 57 des komplexen Spektrums 55 und dem Betragsspektrum 59 gebildet. Diese Differenz 79 kann optional noch mit den Amplitudenwerten des Betragsspektrums 59 gewichtet werden (Wichtung 81). Hierdurch wird erreicht, dass die Differenzen bei Betragswerten mit einer hohen Amplitude – also bei Betragswerten, die weniger stark durch Rauschen verfälscht sind – stärker gewichtet werden als Differenzen bei Betragswerten mit niedriger Amplitude, die durch überlagertes Rauschen stärker verfälscht sind.
Zum Schluss wird das Maß 62 für den Unterschied 61 zwischen dem Realteil 57 des komplexen Spektrums 55 und dem Betragsspektrum 59 erhalten, beispielsweise indem die Differenzwerte über die ersten und zweiten Bereiche 75, 77 des Spektrums integriert – und gegebenenfalls – normiert werden.
Die hier beschriebene Methode zur Ermittelung von Unterschieden zwischen dem Realteil 57 des komplexen Spektrums 55 und dem Betragsspektrums 59 kann auch zur Ermittelung des Unterschiedes zwischen dem Realteils eines phasenkorrigierten Spektrums und dem Betragsspektrum oder zur Ermittelung des Unterschiedes in lediglich einem spektralen Bereich 67 eingesetzt werden.
Die hier beschriebene Ausführungsform der Ermittelung des Unterschiedes 61 durch ein aus Differenzbildung gewonnenes Maß 62 ist dabei lediglich eine vorteilhafte und einfach zu implementierende Variante und kann durch andere Verfahren zur Ermittelung eines Unterschiedes zwischen zwei Spektren ersetzt werden.
5 zeigt ein Diagramm mit verschiedenen Komponenten eines idealisierten Spektrums, das lediglich einen Peak um eine Resonanzfrequenz ω₀ aufweist. Mit dicken Linien gezeigt sind eine absorptive Komponente 85 und eine dispersive Komponente 87 gemäß Formel (2), die in der Beschreibungseinleitung aufgeführt wurde. Deutlich zu erkennen ist der relativ schmale Peak der absorptiven Komponente 85, der deutlich schmäler ist als der Peak des Betragsspektrums 59 gemäß Formel (4). Die gestrichelte Linie zeigt eine Vermischung 91 der absorptiven Komponente und der dispersiven Komponente gemäß Formel (5), wobei die Phasendifferenz der Vermischung hier φ = 60° beträgt. Deutlich zu erkennen ist, dass der Unterschied zwischen Betragsspektrum 59 und absorptiver Komponente 85 am geringsten ist, während der Unterschied zwischen Betragsspektrum 59 und dispersiver Komponente 87 am größten ist.
6 zeigt den Realteil 91 eines komplexen Spektrums und den Realteil 93 eines mit dem erfindungsgemäßen Verfahren korrigierten komplexen Spektrums. Das hier gezeigte komplexe Spektrum basiert dabei auf Daten, die aus einer Simulation gewonnen wurden. Während die Auswertung. des Realteils 91 des gemessenen komplexen Spektrums erschwert ist, da die Peaks teilweise negativ und/oder verbreitert sind und teilweise sowohl dispersive als auch absorptive Anteile enthalten – wie z.B. der rechte Peak des Spektrums -, sind die Peaks des phasenkorrigierten Spektrums alle positiv und vergleichsweise schmal, sodass der Realteil 93 des phasenkorrigierten Spektrums vergleichsweise gut den absorptiven Anteil des Spektrums widerspiegelt.

Claims

Verfahren zur Phasenkorrektur von MR-Spektren, aufweisend folgende Schritte: – Erzeugen eines komplexen Spektrums (55) durch Fouriertransformation (53) eines von angeregten Kernseins ausgesendeten und gemessenen Messsignals (51), – Bestimmen eines Betragsspektrums (59) aus dem komplexen Spektrum (55), – Bestimmen einer Phasenkorrektur (63) des komplexen Spektrums (55) unter Berücksichtigung und Optimierung eines Maßes, mit dem ein Unterschied (61) zwischen einem Realteils des komplexen Spektrums und dem Betragsspektrums (59) bewertet wird, und – Ausgeben und/oder Speicherung (65) des phasenkorrigierten, komplexen Spektrums.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Bestimmung der Phasenkorrektur (63) für einen Phasenfehler nullter Ordnung durchgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Bestimmung der Phasenkorrektur (63) für den Phasenfehler nullter Ordnung ein Phasenwert nullter Ordnung variiert wird und derjenige Phasenwert (71) nullter Ordnung zur Phasenkorrektur (63) verwendet wird, bei dem das Maß optimiert ist.
Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Phasenwert nullter Ordnung ausgehend von einem Zwischenwert (69) variiert wird, wobei der Zwischenwert (69) bestimmt wird, indem der Unterschied zwischen dem Realteil des phasenkorrigierten komplexen Spektrums und dem Betragsspektrum (59) in lediglich einem Be reich (67) um ein Signalmaximum des Spektrums mit dem Maß bewertet und optimiert wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Bestimmung der Phasenkorrektur (63) für einen Phasenfehler erster Ordnung durchgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Bestimmung der Phasenkorrektur (63) für den Phasenfehler erster Ordnung ein Phasenwert erster Ordnung variiert wird und derjenige Phasenwert (73) erster Ordnung zur Phasenkorrektur verwendet wird, bei dem das Maß optimiert ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Bestimmung des Maßes, mit dem der Unterschied zwischen dem Realteil des komplexen Spektrums und dem Betragsspektrum (59) bewertet wird, eine Differenzbildung durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Unterschied zwischen dem Realteil des phasenkorrigierten komplexen Spektrums und dem Betragsspektrum (59) lediglich bei denjenigen Bereichen (77) des Spektrums mit dem Maß bewertet wird, in denen spektrale Werte des Spektrums oberhalb einer Rauschschwelle liegen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Bestimmung des Maßes, mit dem der Unterschied zwischen dem Realteil des komplexen Spektrums und dem Betragsspektrum (59) bewertet wird, eine Gewichtung unter Berücksichtigung der Amplitudenwerte des Betragsspektrums durchgeführt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Bestimmung des Maßes, mit dem der Unterschied zwischen dem Realteil des komplexen Spektrums und dem Betragsspektrum (59) bewertet wird, lediglich diejenigen Bereiche (75) des Spektrums berücksichtigt werden, bei denen ein absorptiver Anteil des Spektrums nicht negativ ist.
Magnet-Resonanz-Gerät mit einer Rechnereinheit (37), die zur Durchführung eines Verfahrens gemäß einem der Ansprüche 1 bis 10 ausgebildet ist.
Computersoftware, die ein Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 10 implementiert, wenn sie auf einer Rechnereinheit ausgeführt wird.