DE102018115409A1

DE102018115409A1 - Verfahren zum Korrigieren von Gradientenungleichförmigkeit in Gradienten-bewegungsempfindlichenBildgebungsanwendungen

Info

Publication number: DE102018115409A1
Application number: DE102018115409.7A
Authority: DE
Inventors: Chad Tyler HARRIS; Andrew Thomas Curtis; Philip Beatty; Jeff Alan Stainsby
Original assignee: Synaptive Medical Barbados Inc
Current assignee: Synaptive Medical Inc
Priority date: 2017-06-28
Filing date: 2018-06-27
Publication date: 2019-01-03
Also published as: GB2565893B; GB201810426D0; JP2019005586A; CN109143135A; GB2565893A; US10545211B2; US20190004137A1; CA3009926A1; CN109143135B; JP7184479B2

Abstract

Die vorliegende Veröffentlichung stellt ein Verfahren und ein System zum Korrigieren von Fehlern bereit, die durch Nichtlinearitäten in einem Gradientenfeldprofil einer Gradientenspule in einem Magnetresonanzbildgebungssystem »MRT« verursachten werden. Das Verfahren umfasst das Erhalten eines Nichtlinearitätstensors an jedem Voxel innerhalb des Bildgebungsraums mittels eines Rechenmodells von Gradientenspulen; Korrigieren der bewegungsempfindlichen Kodierung mittels des Nichtlinearitätstensors; und Erzeugen eines korrigierten Bildes mittels der korrigierten bewegungsempfindlichen Kodierung.

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Veröffentlichung bezieht sich allgemein auf eine bewegungsempfindliche Magnetresonanz »MR« -Bildgebung und insbesondere auf die Korrektur von Fehlern aufgrund der Gradientenspulen-Nichtlinearitäten bei der MR-Bildgebung.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Während der Magnetresonanzbildgebung kann die erzeugte Signalintensität mittels verschiedener Mechanismen kodiert werden, um deren Umsetzung auf räumliche Bilder zu ermöglichen. Zum Beispiel können Gradientenspulen (bzw. Hochleistungs-Elektromagnete) verwendet werden, um räumliche Information zu kodieren. Die räumliche Kodierung wird erreicht, indem die Gradientenspulen auf eine Stelle im Bildgebungsvolumen, worin das zu scannende Bild angeordnet ist, ein linear variierendes Magnetfeld erzeugen. Die von den Gradientenspulen erzeugten Feldprofile weichen in realen Implementierungen von einem strikt linearen Profil ab. Der Abweichungsgrad hängt von der räumlichen Position innerhalb des Bildes ab.
Bei diesen Nichtlinearitäten von Gradientenspulen können Fehler in verschiedenen Arten der MR-Bildgebung, einschließlich diffusionsgewichteter, Phasenkontrast- oder intravokaler inkohärenter Bewegungs- »IVIM« Bildgebung, auftreten. Die Ungleichmäßigkeit der Gradientenfelder führt oft zu räumlich abhängigen Fehlern in der Richtung und Größe von der bewegungsempfindlichen Kodierung. Bei asymmetrischen Gradientenspulen können solche Gradientenspulen-Nichtlinearitäten besonders ausgeprägt sein, beispielsweise wenn das Gehirn mittels einer diffusionsgewichteten Bildgebung abgebildet wird.
Um diese Fehler zu korrigieren, wird der Nichtlinearitätstensor für den Gradientenspulensatz ft auf einer Pixel-für-Pixel-Basis berechnet. Um den Nichtlinearitätstensor zu berechnen, muß der Gradient des Magnetfeldes, das von jeder Gradientenspule erzeugt wird, bekannt sein. Üblicherweise wurde das Magnetfeld der Gradientenspulen experimentell oder durch Annäherung, unter Verwendung einer sphärischen harmonischen Expansion, gefunden. Anschließend wurde der Gradient von diesen Feldern numerisch oder analytisch berechnet.
Allerdings kann die experimentelle Bestimmung des Magnetfelds von den Gradientenspulen problematisch sein, weil (1) die Diskretisierung von Voxeln eines Bildes zu einer diskreten Verzerrungskarte statt einer bevorzugten stetigen Karte führt, und (2) die folgespezifische, durch B0-Inhomogenität verursachte Hauptmagnetverzerrung in der Verzerrungskarte eingeschlossen ist.
Die numerische Berechnung von den Gradienten des Feldes kann ebenfalls nicht vollkommen sein, da das Feld in einer höheren Auflösung abgetastet werden muss, um zu bestimmen, was für den Gradient erforderlich ist. Darüber hinaus muss die Differenz von mindestens zwei Punkten pro Richtung in den Berechnungen durchgeführt werden. Dies führt tendenziell zu einer erhöhten Verarbeitungszeit.
Insbesondere können die sphärisch-harmonischen Darstellungen der Felder und die analytische Berechnung von Gradienten der Felder problematisch für asymmetrische Gradientenspulen sein, die für die Schlaganfall-Bildgebung verwendet werden können. Die Anzahl der benötigten harmonischen Terme, um das Feld genau darzustellen steigt wesentlich in die Höhe für asymmetrische Gradientenspulen. Deshalb ist es häufig schwierig, solche Spulen mit sphärischen Oberschwingungen auszudrücken oder darzustellen.
ZUSAMMENFASSUNG
Gemäß einem beispielhaften Aspekt stellt die vorliegende Veröffentlichung ein Verfahren Verfahren zum Korrigieren von Fehlern, die durch Nichtlinearitäten in einem Gradientenfeldprofil einer Gradientenspule in einem Magnetresonanz- Bildgebungssystem »MRT« verursacht werden. Das Verfahren umfasst das Erhalten eines Nichtlinearitätstensors bei jedem Voxel innerhalb des Bildgebungsraums mittels eines Rechenmodells von Gradientenspulen, das Korrigieren der bewegungsempfindlichen Kodierung mittels des Nichtlinearitätstensors und Erzeugen eines korrigierten Bildes mittels der korrigierten bewegungsempfindlichen Kodierung.
Gemäß einem weiteren beispielhaften Aspekt stellt die vorliegende Veröffentlichung ein System zum Korrigieren von Fehlern, die durch Nichtlinearitäten in einem Gradientenfeldprofil einer Gradientenspule in einem Magnetresonanzbildgebungssystem »MRT« verursacht werden. Das System umfasst einen Empfänger zum Empfangen eines Signals von einem Bildgebungsvolumen und einen Prozessor, der mit dem Empfänger gekoppelt ist. Der Prozessor ist so konfiguriert, daß ein Nichtlinearitätstensor bei jedem Voxel innerhalb des Bildgebungsraums mittels eines Rechenmodells von Gradientenspulen erhalten wird, die bewegungsempfindlichen Kodierung mittels des Nichtlinearitätstensors korrigiert wird und ein korrigiertes Bild vom Signal mittels der korrigierten bewegungsempfindlichen Kodierung erzeugt wird.
Figurenliste
Beispielhafte Ausführungsformen der vorliegenden Veröffentlichung werden in der folgenden Beschreibung bereitgestellt. Diese Beschreibung bezieht sich auf die beigefügten Zeichnungen, wobei:

1 ist ein Blockdiagramm von einem Magnetresonanzbildgebungs- »MRT« -system gemäß einer beispielhaften Ausführungsform;
2 zeigt beispielhafte Magnetfeldprofile, die durch Gradientenspulen entlang einer räumlichen Dimension erzeugt werden;
3 ist ein Flussdiagramm, das ein Verfahren gemäß einer Ausführungsform zum Korrigieren von Fehlern mittels des Systems von 1 zeigt; und
4 zeigt ein beispielhaftes Rechenmodell von einem Drahtmuster für eine transversale Gradientenspule.

BESCHREIBUNG BEISPIELHAFTER AUSFÜHRUNGSFORMEN
Traditionelle Magnetresonanzbildgebungs- »MRT« -systeme stellen eine Bildgebungsmodalität dar, die hauptsächlich verwendet wird, um Bilder aus Magnetresonanz »MR« -Signalen von Protonen, wie beispielsweise Wasserstoffatomen, in einem Objekt zu konstruieren. In medizinischen MRT sind die typischen Signale von Interesse MR-Signale von Wasser und Fett, den größten Wasserstoff enthaltenden Komponenten von Geweben.
Unter Bezugnahme auf 1 ist ein Blockdiagramm eines Magnetresonanz-Bildgebungssystems »MRT-System« gemäß einer beispielhaften Implementierung bei 100 gezeigt. Die Beispielimplementierung des mit 100 bezeichneten MRT-Systems dient lediglich der Veranschaulichung und es sind Variationen mit zusätzlichen, weniger bzw. abwechslungsreichen Komponenten möglich.
Wie in 1 gezeigt, umfasst das veranschaulichende MRT-System (100) ein Datenverarbeitungssystem (105). Das Datenverarbeitungssystem (105) kann im Allgemeinen ein oder mehrere Ausgabevorrichtungen, wie beispielsweise eine Anzeige, eine oder mehrere Eingabevorrichtungen wie eine Tastatur und eine Maus sowie einen oder mehrere Prozessoren umfassen, die mit einem Speicher verbunden sind, der flüchtige und persistente Komponenten aufweist. Das Datenverarbeitungssystem (105) kann ferner eine oder mehrere Schnittstellen umfassen, die für die Kommunikation und den Datenaustausch mit den Hardwarekomponenten des MRT-Systems (100) geeignet sind, die zum Durchführen eines Scans verwendet werden.
Weiter mit 1, kann das beispielhafte MRT-System (100) auch einen Hauptfeldmagneten (110) umfassen. Der Hauptfeldmagnet (110) kann beispielsweise als permanenter, supraleitender oder resistiver Magnet realisiert sein. Andere Magnettypen, einschließlich Hybridmagnete, die für die Verwendung in dem MRT-System (100) geeignet sind, werden nun von einem Fachmann gesichtet und in Betracht gezogen. Der Hauptfeldmagnet (110) ist betreibbar, um ein im Wesentlichen gleichförmiges Hauptmagnetfeld mit einer Stärke B0 und einer Richtung entlang einer Achse zu erzeugen. Das Hauptmagnetfeld wird verwendet, um ein Abbildungsvolumen zu erzeugen, in dem die gewünschten Atomkerne, wie die Protonen in Wasserstoff in Wasser und Fett, eines Objekts magnetisch in Vorbereitung für einen Scan ausgerichtet sind. In einigen Implementierungen kann, wie in dieser beispielhaften Implementierung, eine Hauptfeldsteuerung (115) in Kommunikation mit dem Datenverarbeitungssystem (105) verwendet werden, um den Betrieb des Hauptfeldmagneten (110) zu steuern.
Das MRT-System (100) kann ferner Gradientenspulen (120) umfassen, die zum kodieren von räumlicher Information im Hauptmagnetfeld verwendet werden, beispielsweise entlang einer drei senkrechten Gradientenachse. Die Größe und Ausgestaltung der Gradientenspulen (120) kann so sein, daß sie einen kontrollierten und gleichmäßigen linearen Gradienten erzeugen. Zum Beispiel können drei gepaarte orthogonale stromführende Hauptspulen, die sich innerhalb des Hauptfeldmagneten (110) befinden, entworfen werden, um gewünschte lineare Gradientenmagnetfelder zu erzeugen. Wie in der vorliegenden Ausführungsform gezeigt, umfassen die Gradientenspulen (120) mindestens eine asymmetrische Gradientenspule (122).
In einigen Implementierungen können die Gradientenspulen (120) abgeschirmt werden und eine äußere Schicht von Abschirmungsspulen umfassen, die ein Gegenmagnetfeld erzeugen können, um dem Gradientenmagnetfeld entgegenzuwirken, das durch die Hauptgradientenspulen erzeugt wird, die ein Hauptschildspulenpaar bilden. In einem solchen Spulenpaar können die „Haupt“-Spulen für die Erzeugung des Gradientenfeldes verantwortlich sein und die „Schild“ -Spulen können für die Verringerung des Streufeldes der Hauptspule außerhalb eines bestimmten Volumens, wie beispielsweise eines Abbildungsvolumens, verantwortlich sein. Das Hauptschildspulenpaar der Gradientenspulen (120), die Haupt- und Abschirmspulen, können in Reihe geschaltet sein.
Es ist auch möglich, mehr als zwei Schichten von Spulen für jede gegebene Gradientenachse zu haben, die zusammen eine abgeschirmte Gradientenspule bilden. Die abgeschirmten Gradientenspulen (120) können Wirbelströme und andere Störungen reduzieren, die Artefakte in den gescannten Bildern verursachen können. Da Wirbelströme hauptsächlich in leitenden Komponenten des MRT-Systems (100) fließen, die durch Magnetfelder außerhalb des Abbildungsvolumens »Streufelder« verursacht werden, kann die Verringerung der von den Gradientenspulen (120) erzeugten Streufelder die Interferenz verringern. Dementsprechend können die Formen und Größen, Leiterdrahtmuster und -größen und Stromamplituden und Muster des Primärschildspulenpaars so gewählt werden, daß das Netzmagnetfeld außerhalb der Gradientenspulen (120) so nahe wie möglich an Null ist. Bei zylindrischen Magneten können beispielsweise die beiden Spulen in Form von konzentrischen Zylindern angeordnet sein, während bei vertikalen Feldmagneten die beiden Spulen in koaxialen Scheiben angeordnet sein können.
Die leitfähigen Komponenten der Gradientenspulen (120), ob abgeschirmt oder ungeschirmt und einschließlich Haupt- und Abschirmspulen, können aus einem elektrischen Leiter (z.B. Kupfer, Aluminium usw.) bestehen. Die internen elektrischen Verbindungen können so sein, daß bei einer Spannungsdifferenz an die Anschlüsse der Gradientenspulen (120) ein elektrischer Strom in dem gewünschten Weg fließen kann. Die leitfähigen Komponenten für die drei Gradientenachsen sowohl für die primären Gradientenspulen als auch für die Gradientenabschirmspulen können durch physikalische Trennung bzw. eine nichtleitende Barriere isoliert werden.
Die von den Gradientenspulen (120) erzeugten Magnetfelder können in Kombination bzw. sequentiell dem Hauptmagnetfeld überlagert werden, so daß eine selektive räumliche Anregung von Objekten innerhalb des Abbildungsvolumens erfolgen kann. Zusätzlich zu der räumlichen Anregung können die Gradientenspulen (120) räumlich spezifische Frequenz- und Phaseninformationen an die Atomkerne anbringen, die innerhalb des Abbildungsvolumens angeordnet sind, wodurch das resultierende MR-Signal in ein nützliches Bild rekonstruiert werden kann. Eine Gradientenspulensteuerung (125), die mit dem Datenverarbeitungssystem (105) in Verbindung steht, kann verwendet werden, um den Betrieb der Gradientenspulen (120) zu steuern.
In einigen Implementierungen des MRT-Systems (100) können zusätzliche (nicht gezeigt) Elektromagnetspulen vorhanden sein, wie z. B. Shimspulen (traditionell, aber nicht beschränkt auf die Erzeugung von Magnetfeldprofilen von 2. Ordnung oder höheren sphärischen Oberschwingungen), oder eine einheitliche Feldoffsetspule oder irgendein anderer korrigierender Elektromagnet. Um den aktiven Ausgleich durchzuführen (Korrektur der Feldverzerrungen, die eingeführt werden, wenn verschiedene Objekte innerhalb oder um das System platziert werden), tragen die korrigierenden Elektromagneten, wie z. B. die Shimspulen, einen Strom, der verwendet wird, um Magnetfelder bereitzustellen, die dazu dienen das Hauptmagnetfeld gleichmäßiger zu machen. Beispielsweise können die von diesen Spulen erzeugten Felder die Korrektur von Inhomogenitäten im Hauptmagnetfeld aufgrund von Unvollkommenheiten im Hauptmagneten (110), oder durch das Vorhandensein von externen ferromagnetischen Objekten oder aufgrund von Anfälligkeitsunterschieden von Materialien innerhalb des Abbildungsbereichs unterstützen, oder andere beliebige statische oder zeitveränderliche Phänomene.
Das MRT-System (100) umfasst ferner Hochfrequenzspulen »HF-Spulen« (130). Die HF-Spulen (130) werden verwendet, um ein HF-Magnetfeld mit einer Stärke B1 zu erzeugen, um die Atomkerne oder „Kernspin“ anzuregen. Die HF-Spulen (130) können auch Signale detektieren, die von den „relaxenden“ Spins innerhalb des abgebildeten Objekts emittiert werden. Dementsprechend können die HF-Spulen (130) in Form von separaten Sende- und Empfangsspulen oder einer kombinierten Sende- und Empfangsspule mit einem Schaltmechanismus zum Umschalten zwischen Sende- und Empfangsmodi sein.
Die HF-Spulen (130) können als Oberflächenspulen implementiert sein, die typischerweise nur Spulen bzw. Volumenspulen, die Empfangs und Übertragungsspulen sein können, empfangen. Die HF-Spulen (130) können in die Hauptfeldmagnet-(110) Bohrung integriert werden. Alternativ können die HF-Spulen (130) in näherer Nähe zu dem abzutastenden Objekt, wie beispielsweise einem Kopf, implementiert werden und können eine Form annehmen, die der Form des Objekts angenähert ist, wie etwa einem eng anliegenden Helm. Eine HF-Spulensteuereinheit (135), die mit dem Datenverarbeitungssystem (105) in Verbindung steht, kann verwendet werden, um den Betrieb der HF-Spulen (130) zu steuern.
Wie in 1 gezeigt, umfasst das Datenverarbeitungssystem (105) ferner ein Korrektur-Subsystem (150) zum Korrigieren von Fehlern, die durch Nichtlinearitäten in einem Gradientenfeldprofil von Gradientenspulen (120) im MRT-System (100) verursacht werden. Das Korrektur-Subsystem (150) umfasst einen Korrektur-Prozessor (154), der mit der empfangenden HF-Spule (130) und einem Speicher (156) gekoppelt ist. Der Korrektur-Prozessor (154) ist konfiguriert, um einen Nichtlinearitätstensor bei jedem Voxel innerhalb des Bildgebungsraums zu erhalten, indem der Nichtlinearitätstensor vom Speicher (156) abgerufen wird bzw. mittels eines Rechenmodells von Gradientenspulen (120) des MRT-Systems (100) gefunden wird, die bewegungsempfindliche Kodierung mittels des Nichtlinearitätstensors zu korrigieren und anschließend ein korrigiertes Bild vom Signal aus den HF-Spulen (130) mittels der korrigierten bewegungsempfindlichen Kodierung zu erzeugen. Der Korrektur-Prozessor (154) kann konfiguriert werden, um die obigen Anwendungen durch Ausführen der im Speicher gespeicherten Anweisungen durchzuführen. Das Korrektur-Subsystem (150) muss nicht notwendigerweise eine separate Komponente des Datenverarbeitungssystems (105) sein, weil der allgemeine Prozessor des Datenverarbeitungssystems (105) die oben genannten Schritte in Verbindung mit dem allgemeinen Speicher des Datenverarbeitungssystems (105) ausführen kann. Die Verwendung des Korrekturuntersystems (150) wird im Folgenden ausführlicher erörtert.
Um auf dem herkömmlichen Verfahren Bilder aus dem MRT-System (100) zu erhalten, werden an dem Datenverarbeitungssystem 105 ein oder mehrere Sätze von HF-Impulsen und Gradientenwellenformen (gemeinsam als „Impulsfolgen“ bezeichnet) ausgewählt. Das Datenverarbeitungssystem (105) übergibt die ausgewählte Impulsfolgeninformation an die HF-Steuereinheit (135) und die Gradientensteuereinheit (125), die gemeinsam die zugeordneten Wellenformen und Zeitabläufe erzeugen, um eine Folge von Impulsen zur Durchführung einer Abtastung bereitzustellen.
Typischerweise umfassen die von den Gradientenspulen (120) erzeugten Gradientenfeldprofile Abweichungen vom Profil eines linearen Feldes. Als ein veranschaulichendes Beispiel, wie in 2(a) gezeigt, ist die ideale Stärke des entlang der X-Achse profilierten Hauptmagnetfeldes, wie bei 201 gezeigt, räumlich ideal linear und hat eine Steigung von Gx, wenn ein Gradientenfeld entlang der X-Achse durch die Gradientenspulen (120) angelegt wird, welcher der gewünschte Gradient ist der durch die Gradientenspulen (120) entlang der X-Achse erzeugt wird. Wie bei 220 in 2 (b) gezeigt, weicht jedoch das wirkliche Profil vom gewünschten Gradienten Gx ab. In 2 (b) ist der ideale Gradient Gx mit punktierten Linien bei 230 zur Referenz angezeigt. Abweichungen der Gradientenfeldprofile von einem linearen Profil führen typischerweise entweder zu räumlich verzerrten erfassten Bildern oder zu schwerwiegenden Artefakten.
Gemäß einem Aspekt der vorliegenden Veröffentlichung können Parameter der Wellenform angepasst werden, um die durch Nichtlinearitäten in den Gradientenfeldprofilen aufgetretenen Fehler zu korrigieren. Bezugnehmend auf 3 ist ein Verfahren zum Korrigieren von Nichtlinearitätsfehlern allgemein bei 300 gezeigt. In einigen Beispielen kann das Verfahren (300) zumindest teilweise mittels des MRT-Systems (100), wie in 1 gezeigt, betrieben werden. Darüber hinaus führt die folgende Diskussion des Verfahrens (300) zu einem weiteren Verständnis des Systems (100). Jedoch ist es selbstverständlich, daß das System (100) und das Verfahren (300) variiert werden können und nicht exakt so funktionieren müssen, wie hier im Zusammenhang miteinander diskutiert wird, und daß solche Variationen innerhalb des Umfangs der beigefügten Ansprüche liegen.
Um die durch Gradientennichtlinearitäten aufgetretenen Fehler zu korrigieren, wird ein Nichtlinearitätstensor bei jedem Voxel innerhalb des Bildgebungsvolumens bei 302 mittels eines Rechenmodells von Gradientenspulen (120) erhalten. Der Nichtlinearitätstensor kann erhalten werden, indem die vorberechneten Nichtlinearitätstensors aus dem Speicher (156) bei 304 abgerufen werden, oder durch Auffinden des Nichtlinearitätstensors im Voraus, d.h. vor oder während der Bildgebung in Echtzeit (306).
Um den Nichtlinearitätstensor zu finden, wird ein Rechenmodell der Gradientenspulen (120) bei 308 erzeugt. Das Modell repräsentiert die Elemente, die in den Gradientenspulen (120) vorhanden sind, wie das Drahtmuster der Spulen einschließlich beispielsweise Drahtverbindungen, die im MRT-System (100) vorhanden sind. Zum Beispiel kann das Modell leitende Elemente von Hauptspulen und in Variationen Abschirmspulen enthalten. Das Modell ist typischerweise so konstruiert, daß es basierend auf Rechenmodellierungsmethoden eine möglichst genaue Repräsentation der Gradientenspulen (120) ist. Ein Beispielmodell basiert auf Elementanordnungen, das heißt, der Elektromagnet ist als ein Satz von kleineren Stromelementen modelliert, welche das Drahtmuster des Elektromagneten bilden, wenn sie zusammengefügt werden. Das Elementanordnungsmodell kann Verbindungswege der Gradientenspulen (120) sowie jede andere stromführenden Drähte umfassen, die in den Gradientenspulen (120) vorhanden sind. Basierend auf dem Elementanordnungsmodell kann eine vollständige räumliche Darstellung der Gradientenspulen (120) konstruiert werden. Das Elementanordnungsmodell kann beispielsweise eine Anordnung von leitenden Elementen umfassen, die die Drahtmuster der Gradientenspule (120) darstellen. 4 zeigt eine Hälfte von einem beispielhaften Drahtmuster für eine transversale Gradientenspule. Jeder „*“ zeigt einen Punkt im Raum, an dem ein Gradientenfeld berechnet werden soll.
Weiter mit Verfahren 300, wird bei 310 basierend auf dem Modell ein Magnetfeldgradient berechnet. Gemäß einer Implementierung können die analytischen Gleichungen die Form der folgenden Gleichungen übernehmen: $G_{x} (\vec{r}) = \frac{I μ_{0}}{4 π} \sum_{i} (\frac{- 3 (x - x_{i}^{'}) [d x_{i}^{'} (y - y_{i}^{'}) - d y_{i}^{'} (x - x_{i}^{'})]}{{‖ \vec{r} - {\vec{r}}_{i}^{'} ‖}^{5}} - \frac{d y_{i}^{'}}{{‖ \vec{r} - {\vec{r}}_{i}^{'} ‖}^{3}})$
$G_{y} (\vec{r}) = \frac{I μ_{0}}{4 π} \sum_{i} (\frac{- 3 (y - y_{i}^{'}) [d x_{i}^{'} (y - y_{i}^{'}) - d y_{i}^{'} (x - x_{i}^{'})]}{{‖ \vec{r} - {\vec{r}}_{i}^{'} ‖}^{5}} + \frac{d x_{i}^{'}}{{‖ \vec{r} - {\vec{r}}_{i}^{'} ‖}^{3}})$
$G_{z} (\vec{r}) = \frac{I μ_{0}}{4 π} \sum_{i} (\frac{- 3 (z - z_{i}^{'}) [d x_{i}^{'} (y - y_{i}^{'}) - d y_{i}^{'} (x - x_{i}^{'})]}{{‖ \vec{r} - {\vec{r}}_{i}^{'} ‖}^{5}})$
wobei x', y' und z' die Position von Stromelementen eines Drahtmusters der Gradientenspule darstellen und dx', dy' und dz' die Längen der Elemente darstellen, welche die Leitungswege bilden. I repräsentiert den Strom in der Leitung in Ampere (A), µ₀ repräsentiert die Permeabilität des freien Raums und r ist der Radius vom Draht.
Die obigen Gleichungen können verwendet werden, um den Magnetfeldgradienten bei jedem Voxel im Bildgebungsvolumen zu berechnen. Alternativ können die Magnetfeldgradienten, die einer diskontinuierlichen Voxelprobe innerhalb des Bildgebungsvolumens entsprechen, berechnet und dann in einer dreidimensionalen Anordnung mit niedriger Auflösung im Speicher (156) gespeichert werden. Zu einem späteren Zeitpunkt können die gespeicherten dreidimensionalen Anordnungen interpoliert werden, um den Magnetfeldgradienten bei jedem Voxel zu erhalten. Als eine weitere Option können lineare Kombinationen von gespeicherten und interpolierten Anordnungen der gleichen Gradientenspule zusammen kombiniert werden, um den Magnetfeldgradienten bei jedem Voxel für diese Gradientenspule zu erhalten. Lineare Kombinationen von gespeicherten und interpolierten Feldern von mehreren Gradientenspulen können auch zusammen kombiniert werden, um den Magnetfeldgradienten bei jedem Voxel innerhalb des Bildgebungsvolumens für die multiplen Gradientenspulen zu erhalten, wenn sie zusammen verwendet werden.
Dementsprechend können die Gradientenfelder innerhalb des Bildgebungsvolumens im Voraus berechnet, in Echtzeit berechnet oder aus einer Kombination beider Schritte für unterschiedliche Voxel innerhalb des Bildgebungsvolumens erhalten werden. Eine besondere Eigenschaft des vorliegenden Verfahrens ist, daß es verwendet werden kann, um Gradientenfelder für sowohl symmetrische als auch asymmetrische Gradientenspulen zu berechnen. Dies kann insbesondere während der Schlaganfall-Bildgebung oder der Darstellung eines Kopfs eines Patienten hilfreich sein, wo Echtzeitberechnungen bei der Diffusionsbildgebung erwünscht sind.
Wenn der Gradient des Feldes an einer bestimmten Voxelstelle bekannt ist, kann der Nichtlinearitätstensor bei 312 aus dem Magnetfeldgradienten bei dem entsprechenden Voxel berechnet werden. Solche Berechnungen verwenden typischerweise die Gleichung: $G (r) = L (r) G_{0}$
wobei L(r) der Nichtlinearitätstensor ist, G₀ der gewünschte Magnetfeldgradient ist und G(r) der berechnete Magnetfeldgradient ist.
An diesem Punkt kann der Nichtlinearitätstensor dann direkt verwendet werden, um die bewegungsempfindliche Kodierung bei 316 zu korrigieren bzw. der Nichtlinearitätstensor kann bei 314 im Speicher (156) gespeichert werden, um bei 304 zu einer anderen Zeit abgerufen zu werden.
Nachdem der Nichtlinearitätstensor erhalten wurde, sei es durch Wiedergewinnung oder Berechnung oder eine Kombination davon, wird die bewegungsempfindliche Kodierung bei 316 mittels des Nichtlinearitätstensors korrigiert. Alle Arten der bewegungsempfindlichen Kodierung werden im Verfahren 300 in Betracht gezogen, einschließlich Diffusionsbildgebung und
geschwindigkeitskodierte Bildgebung. Dementsprechend kann die Korrektur bei 316 ein Berechnen eines korrigierten a-b-Werts mittels des Nichtlinearitätstensors, ein Berechnen von korrigierten Gradientenmomenten oder ein Ableiten eines korrigierten Diffusionstensors umfassen.
Bewegungssensitive Kodierung, insbesondere Diffusionskodierung, kapselt die gradientenabhängige Kodierung innerhalb des wohlbekannten Ausdrucks für den b-Wert der bewegungsempfindlichen Kodierung ein, wobei: $b = γ^{2} {(G_{0} \cdot r)}^{2} δ^{2} (Δ - \frac{δ}{3})$
wobei G₀ die gewünschte Amplitude des angelegten Gradientenfeldes ist, δ die Dauer der Gradientenpulse ist, die durch das Zeitintervall Δ getrennt ist, und γ das gyromagnetische Verhältnis ist.
Die Korrektur für den Nichtlinearitätstensor kann an einer Position r mit jedem bekannten Verfahren angewendet werden. Nach dem Anwenden der Korrektur für den Nichtlinearitätstensor an der Stelle r wird die korrigierte Gradientenamplitude G_corr erhalten, so dass der korrigierte b-Wert mittels eines Ausdrucks berechnet werden kann, der zu folgendem ähnlich ist: $b = γ^{2} {(G_{c o r r} \cdot r)}^{2} δ^{2} (Δ - \frac{δ}{3})$
Korrigierte Diffusionstensoren werden ähnlich berechnet. Im Allgemeinen werden Diffusionstensoren basierend auf einer Anzahl von MR-Messungen über unterschiedlich angelegte Gradientenrichtungen r und Gradienten G vor dem Berechnen des Diffusionstensors berechnet. Die oben beschriebene b-Wert-Korrektur wird angewendet, bevor Standard-Diffusionstensor-Berechnungen durchgeführt werden, um den korrigierten Diffusionstensor zu erhalten.
Die berechneten oder abgeleiteten korrigierten Parameter (d. H. bewegungssensitive Kodierung) werden dann vom Korrektur-Prozessor (154) bei 318 verwendet, um korrigierte Bilder von den Signalen zu erzeugen, die vom Bildgebungsvolumen empfangen werden.
Wenn ein korrigierter b-Wert berechnet wird oder die korrigierte Diffusionstensoren bei 316 abgeleitet werden, kann eine korrigierte diffusionsgewichtete Bild- oder Diffusionstensorbildsequenz bei 318 erzeugt werden.
Die diffusionsgewichtete Bildgebung ist ein Mechanismus, mit dem ein Bildkontrast basierend auf der „sichtbaren Diffusivität“, der zufälligen Verdrängung von Wasser, erzeugt werden kann. Diffusionsgewichtete Bildgebung ist eine weit verbreitete magnetische Bildgebungsmodalität, die Diffusion von Wassermolekülen in Gewebe verwendet, um Kontrast in Magnetresonanzbildern zu erzeugen.
Wie aus der MR-Bildgebung hervorgeht, beeinflusst ein angelegtes Magnetfeld die Phase der Spins von Protonen in Wassermolekülen. Der Hochfrequenzpuls wird durch Addition von zwei Diffusionsgradientenpulsen bewegungsabhängig oder „diffusionsgewichtet“ gemacht. Der erste Gradientenpuls ändert die Phasenverschiebung jedes Protons um eine Menge proportional oder abhängig von der räumlichen Lage des Wassermoleküls relativ zu dem Gradienten. Der zweite Gradientenimpuls (der dem ersten gleich und entgegengesetzt ist) wird diese Phasenverschiebung umkehren, wenn sich das Wassermolekül zwischen dem Anlegen des ersten und des zweiten Impulses nicht bewegt hat. Wenn sich das Wassermolekül zwischen der Anwendung des ersten und des zweiten Gradientenpulses bewegt hat, kann die vollständige Rephasierung nicht stattfinden, welche zu einem Signalverlust von diesem räumlichen Ort führt. Die Menge an Signalverlust ist direkt proportional zum Ausmaß der Bewegung der Wassermoleküle. Der Signalverlust ist auch proportional zur bevorzugten Diffusionsrichtung der Wassermoleküle.
Wenn die Diffusionsgradienten in mindestens 6 nicht kollinearen Richtungen angewendet werden, kann ein Diffusionstensor (oder eine 3x3-Matrix) bei jedem Voxel, das die Diffusionsanisotropie beschreibt, erfasst werden.
Die erfassten Diffusionssignale können organisiert und in einer temporären Matrix gespeichert werden, die als q-Raum bezeichnet wird. Die Anwendung einer einzelnen gepulsten Gradientensequenz liefert ein diffusionsgewichtetes Bild, das einem im q-Raum positionierten Bild entspricht. Um die unverarbeiteten MR-Bildgebungsdaten aus dem q-Raum in ein visuelles Bild zu transformieren, das die Diffusionswahrscheinlichkeitsdichtefunktion zeigt, wird eine Fourier-Transformation angewendet.
Auf diese Weise kann eine korrigierte diffusionsgewichtete Bild- oder Diffusionstensorbildsequenz aus den q-Raum-Dateien erzeugt werden, wenn sie einer Fourier-Transformation unterzogen wird, wobei der korrigierte b-Wert oder der korrigierte Diffusionstensor verwendet wird. Die Größe der Fourier-Transformation wird durch die Größe der q-Raum-Anordnung bestimmt.
Alternativ können Gradientenmomente bei 316 mittels der Geschwindigkeitskodierung berechnet werden.
Die MR-Daten können durch die Anwendung von zeitlich veränderlichen Gradienten geschwindigkeitskodiert werden, zum Beispiel werden häufig bipolare Gradientenwellenformen verwendet. Die Phase des MR-Signals in dieser Anwendung ist empfindlich für den ersten Moment der angewendeten Gradientenwellenformen. Im Allgemeinen hängt das geschwindigkeitskodierte Signal von folgendem ab: $\int G (t) t d t$
Das Anwenden des Nichtlinearitätstensors führt zu einem korrigierten Gradientenwert G_corr (z. B. wie oben beschrieben) an jeder räumlichen Position, so daß die Berechnung von der Geschwindigkeitskodierung nach der Korrektur basierend auf Folgendem abgeleitet werden sollte: $\int G_{corr} (t) t d t$
VENC ist ein vom Bediener spezifizierter Aliasing-Geschwindigkeitsparameter, der für eine beliebige Geschwindigkeitskodierungsanwendung spezifisch ist, die bei der Phasenkontrast-MR-Bildgebung und der Phasen-Kontrakt-MR-Angiographie verwendet wird. VENC reflektiert die höchsten Geschwindigkeiten, die wahrscheinlich in einem Gefäß von Interesse auftreten. Durch Variation des Geschwindigkeitskodierungsparameters, VENC, wird die Stärke der bipolaren Gradienten so eingestellt, daß die gewählte maximale Geschwindigkeit einer Phasenverschiebung von 180 ° in den Dateien entspricht.
In Phasendifferenzbildern sind die Voxelwerte proportional zu der Blutgeschwindigkeit innerhalb eines maximalen Bereichs, der durch den Geschwindigkeitskodierungsparameter bestimmt wird. Zusätzliche Scans können durchgeführt werden, um die Strömung in anderen Richtungen oder bei anderen Geschwindigkeiten zu sensibilisieren. Mittels geeigneter geschwindigkeitskodierender Gradientenflüsse oder -bewegungen können abhängige Phaseneffekte verwendet werden, um zwei Datensätze mit unterschiedlichen geschwindigkeitsabhängigen Signalphasen bei ansonsten übereinstimmenden Erfassungsparametern zu messen. Die Subtraktion der beiden resultierenden Phasenbilder ermöglicht die quantitative Auswertung der Geschwindigkeiten der zugrundeliegenden Strömung oder Bewegung.
Wenn auf diese Weise Gradientenmomente bei 316 berechnet werden, kann dann eine korrigierte Geschwindigkeitskodierungs-Bildgebungssequenz durch den Korrektur-Prozessor (154) bei 318 aus den erfassten Signalen vom Bildgebungsvolumen erzeugt werden.
Obwohl einige Ausführungsformen oder Aspekte der vorliegenden Veröffentlichung sich in voll funktionsfähigen Computern und Computersystemen implementieren lassen, können andere Ausführungsformen oder Aspekte als ein Computerprodukt in einer Vielzahl von Formen verteilt werden und unabhängig von bestimmten Maschinentypen bzw. computerlesbaren Medien angewendet werden, welches die Verteilung tatsächlich bewirkt.
Mindestens einige der offenbarten Aspekte können zumindest teilweise in Software verkörpert werden. Das heißt, einige offenbarte Methoden und Verfahren können in einem Computersystem oder einem anderen Datenverarbeitungssystem als Reaktion auf ihren Prozessor, wie z.B. Mikroprozessor, ausgeführt werden, welches Folgen von Befehlen durchführt, die in einem Speicher wie z.B. ROM, flüchtiges RAM, nichtflüchtiger Speicher, Cache oder einem entfernten Speichergerät enthalten sind.
Ein computerlesbares Speichermedium kann verwendet werden, um Software und Daten zu speichern, die, wenn sie von einem Datenverarbeitungssystem ausgeführt werden, bewirken, dass das System verschiedene Verfahren oder Techniken der vorliegenden Offenbarung ausführt. Die ausführbare Software und die Daten können an verschiedenen Orten, wie beispielsweise ROM, flüchtiges RAM, nichtflüchtigem Speicher bzw. Cache, gespeichert werden. Daten können in jeder von diesen Speichergeräten gespeichert werden.
Beispiele für computerlesbare Speichermedien können unter anderem, einschließlich aber nicht ausschließlich, beschreibbare und nicht beschreibbare Medien, wie beispielsweise flüchtige und nicht flüchtige Speichervorrichtungen, Festwertspeicher »ROM«, Direktzugriffsspeicher »RAM«, Flash-Speichergeräte, Disketten- und andere Wechseldatenträger, Magnetplattenspeichermedien, optische Speichermedien (wie z.B. Kompaktdiscs »CD«, Digital-Versatile-Discs »DVD« usw.) sein. Die Befehle können in digitalen und analogen Kommunikationsverbindungen für elektrische, optische, akustische oder andere Formen von sich fortpflanzenden Signalen verkörpert sein, wie z. B. Trägerwellen, Infrarotsignale, digitale Signale und dergleichen. Das Speichermedium kann die Internet-Cloud oder ein computerlesbares Speichermedium wie eine Disc sein.
Darüber hinaus können zumindest einige der hierin beschriebenen Verfahren in einem Computerprogrammprodukt, das ein computerlesbares Medium umfasst, das computerverwendbare Anweisungen zur Ausführung durch einen oder mehrere Prozessoren trägt, verteilt werden, um Aspekte der beschriebenen Verfahren durchzuführen. Das Medium kann in verschiedenen Formen bereitgestellt werden, wie beispielsweise, aber nicht beschränkt auf, eine oder mehrere Disketten, Kompaktdiscs, Bänder, Chips, USB-Schlüssel, externe Festplatten, Drahtleitungsübertragungen, Satellitenübertragungen, Internetübertragungen oder Downloads, magnetische und elektronische Speichermedien, digitale und analoge Signale und dergleichen. Dazu können die computerverwendbaren Befehle in verschiedenen Formen einschließlich kompilierten und nichtkompilierten Kodes vorliegen.
Mindestens einige der Elemente von den hierin beschrienen Systemen lassen sich durch Software oder eine Kombination von Softwares und Hardwares implementieren. Elemente vom durch Software implementierten System können in einer höheren prozeduralen Sprache, wie beispielsweise Objektorientierte- bzw. Skriptsprache, geschrieben werden. Dementsprechend kann der Programmcode in C, C++, J++ oder jeder anderen geeigneten Programmsprache geschrieben werden und kann Module bzw. Klassen umfassen, die dem Fachmann in der objektorientierten Programmierung bekannt sind. Mindestens einige der Elemente vom durch Software und Hardware implementierten System können bei Bedarf in Assemblersprache, Maschinensprache oder Firmware geschrieben werden. In beiden Fällen kann der Programmcode auf Speichermedien oder auf einem computerlesbaren Medium gespeichert werden, welche sich von einem programmierbarem Ein- oder Mehrzweck-Computergerät lesen lassen, welche einen Prozessor, ein Betriebssystem und zugehörige Hardware sowie Software enthalten, die zur Implementierung der Funktionalität von einer der hierin beschriebenen Ausführungsformen erforderlich sind. Der Programmcode konfiguriert das Computergerät für den Betrieb in einer neuen, spezifischen und vordefinierten Weise, wenn der Programmcode vom Computergerät gelesen wird, um mindestens eines der hierin beschriebenen Verfahren durchzuführen.
Obwohl die hierin beschriebenen Lehren in Verbindung mit verschiedenen Ausführungsformen zu Veranschaulichungszwecken stehen, ist es nicht beabsichtigt, daß die Lehren auf solche Ausführungsformen beschränkt sind. Im Gegenteil, umfassen die hier beschriebenen und dargestellten Lehren diverse Alternativen, Modifikationen und Äquivalente, ohne von den beschriebenen Ausführungsformen abzuweichen, deren allgemeiner Umfang in den beigefügten Ansprüchen definiert ist. Außer in dem Ausmaß, das für die Prozesse selbst notwendig oder inhärent ist, ist keine bestimmte Reihenfolge von Schritten oder Stufen von Verfahren oder Prozessen, die in dieser Offenbarung beschrieben sind, beabsichtigt oder impliziert. In vielen Fällen kann die Reihenfolge der Verfahrensschritte variiert werden, ohne den Zweck, den Effekt oder den Import der beschriebenen Verfahren zu ändern.

Claims

Ein Verfahren zum Korrigieren von Fehlern, die durch Nichtlinearitäten in einem Gradientenfeldprofil einer Gradientenspule in einem Magnetresonanz- Bildgebungssystem »MRT« verursacht werden, wobei das Verfahren folgendes umfasst: Erhalten eines Nichtlinearitätstensors bei jedem Voxel innerhalb des Bildgebungsraums mittels eines Rechenmodells von Gradientenspulen; Korrigieren der bewegungsempfindlichen Kodierung mittels des Nichtlinearitätstensors; und Erzeugen eines korrigierten Bildes mittels der korrigierten bewegungsempfindlichen Kodierung.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Nichtlinearitätstensor aus einem Magnetfeldgradienten bei jedem entsprechenden Voxel berechnet wird.
Verfahren gemäß Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Magnetfeldgradient mit dem Rechenmodell mittels der folgenden Gleichungen berechnet wird: $G_{x} (\vec{r}) = \frac{I μ_{0}}{4 π} \sum_{i} (\frac{- 3 (x - x_{i}^{'}) [d x_{i}^{'} (y - y_{i}^{'}) - d y_{i}^{'} (x - x_{i}^{'})]}{{‖ \vec{r} - {\vec{r}}_{i}^{'} ‖}^{5}} - \frac{d y_{i}^{'}}{{‖ \vec{r} - {\vec{r}}_{i}^{'} ‖}^{3}})$
$G_{y} (\vec{r}) = \frac{I μ_{0}}{4 π} \sum_{i} (\frac{- 3 (y - y_{i}^{'}) [d x_{i}^{'} (y - y_{i}^{'}) - d y_{i}^{'} (x - x_{i}^{'})]}{{‖ \vec{r} - {\vec{r}}_{i}^{'} ‖}^{5}} + \frac{d x_{i}^{'}}{{‖ \vec{r} - {\vec{r}}_{i}^{'} ‖}^{3}})$
$G_{z} (\vec{r}) = \frac{I μ_{0}}{4 π} \sum_{i} (\frac{- 3 (z - z_{i}^{'}) [d x_{i}^{'} (y - y_{i}^{'}) - d y_{i}^{'} (x - x_{i}^{'})]}{{‖ \vec{r} - {\vec{r}}_{i}^{'} ‖}^{5}})$
wobei x', y' und z' die Position von Stromelementen eines Drahtmusters der Gradientenspule darstellen und dx', dy' und dz' die Längen der Elemente darstellen, die die Leitungswege bilden.
Verfahren gemäß Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß der Magnetfeldgradient bei jedem Voxel während der Bilderfassung in Echtzeit berechnet wird.
Verfahren gemäß Anspruch 3, welches ferner das Speichern des berechneten Magnetfeldgradienten in einer dreidimensionalen Anordnung mit niedriger Auflösung umfasst, wobei die dreidimensionale Anordnung mit niedriger Auflösung berechnete Magnetfeldgradienten aufweist, die einer diskontinuierlichen Voxelprobe innerhalb des Bildraumes entsprechen.
Verfahren gemäß Anspruch 5, welches ferner das Interpolieren der gespeicherten dreidimensionalen Anordnung umfasst, um den Magnetfeldgradienten bei jedem Voxel zu ermitteln.
Verfahren gemäß Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß das MRT-System mehrere Gradientenspulen umfasst und das Rechenmodell ein Elementanordnungsmodell von mehreren Gradientenspulen ist, das einen Satz von zusammen verbundenen Elementen umfasst, um eine räumliche Darstellung der Leitungswege für die mehrfachen Gradientenspulen zu bilden.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Erhalten des Nichtlinearitätstensors das Abrufen des Nichtlinearitätstensors aus einem Speicher des MRT-Systems umfasst.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Korrigieren der bewegungsempfindlichen Kodierung das Berechnen eines korrigierten b-Werts mittels des Nichtlinearitätstensors umfasst.
Verfahren gemäß Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß das erzeugte korrigierte Bild ein korrigiertes diffusionsgewichtetes Bild ist.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Korrigieren der bewegungsempfindlichen Kodierung das Ableiten eines korrigierten Diffusionstensors mittels des Nichtlinearitätstensors umfasst.
Verfahren gemäß Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß das erzeugte korrigierte Bild eine korrigierte Diffusionstensorbildsequenz ist.
Verfahren gemäß Anspruch 1, , dadurch gekennzeichnet, daß das Korrigieren der bewegungsempfindlichen Kodierung das Berechnen von korrigierten Gradientenmomenten umfasst.
Verfahren gemäß Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß das erzeugte korrigierte Bild eine korrigierte geschwindigkeitskodierende Bildgebungssequenz ist.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Gradientenspule eine asymmetrische Gradientenspule ist.
System zum Korrigieren von Fehlern, die durch Nichtlinearitäten in einem Gradientenfeldprofil einer Gradientenspule in einem Magnetresonanzbildgebungssystem »MRT« verursacht werden, welches folgendes umfasst: ein Empfänger zum Empfangen eines Signals von einem Bildgebungsvolumen; ein Prozessor, der mit dem Empfänger gekoppelt ist und zum folgenden konfiguriert ist: Erhalten eines Nichtlinearitätstensors bei jedem Voxel innerhalb des Bildgebungsraums mittels eines Rechenmodells von Gradientenspulen; Korrigieren der bewegungsempfindlichen Kodierung mittels des Nichtlinearitätstensors; und Erzeugen eines korrigierten Bildes vom Signal mittels der korrigierten bewegungsempfindlichen Kodierung.
System gemäß Anspruch 16, welches ferner einen Speicher zum Speichern des Nichtlinearitätstensors bei jedem Voxel zum Abrufen vom Prozessor umfasst.
System gemäß Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß die Gradientenspule eine asymmetrische Gradientenspule ist.