DE19542964A1 - Pulssequenz für Kernspintomographiegeräte mit kleinem Homogenitätsvolumen - Google Patents

Description

Inhomogenitäten im Grundmagnetfeld führen bei den gebräuch­ lichen MR-Bildgebungssequenzen bekanntlich zu Bildverzerrun­ gen. Typischerweise sind daher bei Magneten für Kernspintomo­ graphiegeräte innerhalb des Meßvolumens nur Abweichungen bis zu etwa 1 ppm tolerierbar.

Heute eingesetzte Pulssequenzen beruhen im allgemeinen auf dem sogenannten "Spin-Warp"-Verfahren, wie es beispielsweise in der US-PS 4,706,025 beschrieben ist. Dabei wird ein Kern­ resonanzsignal vor dem Auslesen in mindestens einer Richtung phasencodiert und während des Auslesens in einer weiteren Richtung durch einen Auslesegradienten frequenzcodiert. Inho­ mogenitäten des Grundmagnetfeldes in Phasencodierrichtung sind relativ unkritisch, da es nur auf Signalunterschiede zwischen den einzelnen Phasencodierschritten ankommt. In Richtung des Auslesegradienten führt die Überlagerung des Auslesegradienten mit Grundfeldinhomogenitäten aber zu Ver­ zerrungen. Solche Verzerrungen können korrigiert werden, wie dies beispielsweise von J. Weis und L. Budinski "Simulation of the Influence of Magnetic Field Inhomogeneity and Distor­ tion Correction in MR Imaging", Magnetic Resonance Imaging, Vol. 8, Seiten 483 bis 489, 1990, oder von C. M. Lai "Recon­ structing NMR Images under Magnetic Fields with Large Inhomo­ geneities", Journal of Physics E: Scientific Instrumentation, Vol. 15, 1982, beschrieben wurde. Es gibt aber auch Bildge­ bungsverfahren, bei denen auf einen Auslesegradienten ganz verzichtet wird und lediglich die gegen Magnetfeld-Inhomoge­ nitäten weitgehend unempfindliche Phasencodierung durchge­ führt wird. Eine derartige Pulssequenz ist beispielsweise beschrieben von A. Nauerth et al: SPI-Single Point FID Ima­ ging, SMRM Abstracts 1993, S. 1215.

Bei Magnetfeld-Inhomogenitäten treten Probleme aber nicht nur bezüglich des Auslesegradienten, sondern auch bei der Schichtanwahl auf. Die Schichtanwahl wird normalerweise durch frequenzselektive Anrege-Hochfrequenzpulse unter der Wirkung eines Schichtselektionsgradienten durchgeführt. Dabei entste­ hen Verzerrungen, da die Feldinhomogenitäten als ortsabhängi­ ger zusätzlicher Schichtselektionsgradient wirken. Dies führt zu Verbiegungen der Schichtfläche und zu einer variierenden Schichtdicke. Wenn die Magnetfeld-Inhomogenität im Vergleich zum Schichtselektionsgradienten groß wird, so kann es vorkom­ men, daß mehrere Schichten im Magnetfeld die gleiche Feld­ stärke und damit auch die gleiche Resonanzfrequenz haben. In diesem Fall ist keine eindeutige Schichtanwahl mehr möglich, vielmehr treten Doppeldeutigkeiten auf.

Aus Kostengründen und wegen der besseren Zugänglichkeit ist man bestrebt, supraleitende Magnete so kurz wie möglich zu bauen. Bei Polschuhmagneten geht - ebenfalls in Hinblick auf die Zugänglichkeit - das Bestreben dahin, die Polschuhfläche so klein wie möglich und den Polschuhabstand so groß wie mög­ lich zu machen. In beiden Fällen läßt sich eine ausreichende Homogenität nur noch in einem kleinen Meßvolumen erzielen. Dies gilt auch für kleine Spezialsysteme, z. B. für Gelenkun­ tersuchungen oder Mammographie. Mit konventionellen Pulsse­ quenzen und Hochfrequenzantennen kann man in den genannten Fällen keine artefaktfreien Bilder gewinnen.

Bei den üblichen großen Magnetsystemen mit einem Homogeni­ tätsvolumen von ca. 40 bis 60 cm reicht dieses Homogenitäts­ volumen normalerweise aus, um zwei Körperachsen des Patienten abzudecken. Durch Einschalten des Schichtselektionsgradienten kann dem Körper somit ein eindeutiges Feldprofil in diesen beiden Richtungen aufgeprägt werden, so daß keine Doppeldeu­ tigkeiten bei der Schichtanwahl auftreten.

Das Homogenitätsvolumen deckt zwar nicht die gesamte Körper­ längsachse ab. Da die Hochfrequenzantenne aber nur im Bereich des Homogenitätsvolumens sendet und empfängt, ist auch hier in der Regel eine eindeutige Schichtselektion gewährleistet. Teilweise wird die Anregung in räumlichen Bereichen mit Feld­ doppeldeutigkeiten auch dadurch verhindert, daß man durch spezielle leitfähige Decken Hochfrequenzeinstrahlung in die­ sen Bereichen abschirmt. Damit ist jedoch ein zusätzlicher Aufwand bei der Handhabung verbunden und eine Begrenzung des angeregten Volumens ist nur näherungsweise und nur in Längs- und Querrichtung des Patienten erreichbar.

Bei herkömmlichen Magneten mit großem Homogenitätsvolumen ist es bekannt, ein Volumen selektiv dadurch anzuregen, daß zu­ nächst ein 90°-Anrege-Hochfrequenzpuls unter einem ersten Schichtselektionsgradienten eingestrahlt wird und daß dann ein Refokussierungs-Hochfrequenzpuls unter einem dazu senk­ recht stehenden zweiten Schichtselektionsgradienten einge­ strahlt wird. Damit stammt das erhaltene Signal nur aus einem Volumen, das durch die Schnittmenge der angeregten Schicht und der refokussierten Schicht bestimmt ist. Ferner ist es aus der Literaturstelle Ed X. Wu "A New 3D-Localization Tech­ nique Using Quadratic Field Gradients", Magnetic Resonance in Medicine, 32, Seiten 242 bis 245, 1994, bekannt, zur Selek­ tion eines bestimmten Volumens eine nichtlineare Gradienten­ spule zu verwenden, die einen z2-Term im Grundmagnetfeld er­ zeugt und damit eine dreidimensionale Lokalisierung zu erzie­ len.

Aufgabe der Erfindung ist es, eine Pulssequenz für Kernspin­ tomographiegeräte mit kleinem Homogenitätsvolumen so auszuge­ stalten, daß ein Volumen, das innerhalb des Homogenitätsvolu­ mens liegt, zur Signalgewinnung selektiert werden kann.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die Merkmale des An­ spruchs 1 bzw. in einer alternativen Ausführungsform durch die Merkmale des Anspruchs 5 gelöst.

Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 16 näher erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 1 einen Konturplot im zx-Schnitt durch die Mittenebene eines Magneten im z2-Design,

Fig. 2 einen dreidimensionalen Konturplot für ω = ω₀,

Fig. 3 bis 7 eine Pulssequenz nach einem ersten Ausfüh­ rungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 8 bis 12 eine Pulssequenz nach einem zweiten Ausfüh­ rungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 13 ein erstes Ausführungsbeispiel für die Se­ lektion eines Volumens,

Fig. 14 ein zweites Ausführungsbeispiel für die Se­ lektion eines Volumens,

Fig. 15 und 16 Konturplots von Magneten mit z8-Termen mit verschieden starken linearen Termen.

Wie beispielsweise von G. N. Chmurny und D. I. Hoult in dem Artikel "The Ancient and Honourable Art of Shimming" in Con­ cepts of Magnetic Resonance, 1990, 2, S. 131 bis 149 darge­ stellt, werden Magnetfelder im allgemeinen aufgrund von sphä­ rischen harmonischen Funktionen dargestellt. Im folgenden wird ein Ausführungsbeispiel der Erfindung anhand eines soge­ nannten z2-Magnetdesigns dargestellt. Dabei weist das Magnet­ feld neben der Grundkomponente nur Terme zweiter Ordnung auf. Die Darstellung anhand eines derartigen Magnetdesigns erfolgt der Übersichtlichkeit wegen, das dargestellte Prinzip läßt sich jedoch ebenso gut anwenden, wenn auch Störterme höherer Ordnung auftreten, wie dies in der Regel der Fall sein wird.

In Fig. 1 ist ein Querschnitt durch das Feldprofil in zx- Richtung durch die Mittenebene bei einem Magneten nach dem obengenannten z2-Design dargestellt. Fig. 2 zeigt einen dreidimensionalen Konturplot für ein Magnetfeld B = B₀ bzw. die Resonanzfrequenz ω = ω₀ wobei B₀ das Grundmagnetfeld und ω₀ die Mittenfrequenz ist.

Das Feld B(r) für das z2-Design ergibt sich nach folgender Formel:

Wie man am deutlichstem am Feldprofil nach Fig. 1 sieht, liegt in der Mitte des Magneten ein Bereich relativ guter Ho­ mogenität. Von den Seiten des Magneten dringen Hyperbeln mit nach außen abfallender Feldstärke ein. Zu den Polen des Mag­ neten hin liegen Parabeln mit wachsender Feldstärke. Wenn man nun auf dieses Magnetfeld einen frequenzselektiven Hochfre­ quenzpuls mit der Mittenfrequenz ω = ω₀ einstrahlt, so wird der mittlere (gepunktete) Bereich im Magneten angeregt. Wenn ein frequenzselektiver Puls mit einer Frequenz größer als die Mittenfrequenz ω < ω₀ eingestrahlt wird, so werden zwei zwie­ belförmige Schichten gleichzeitig angeregt. Es entsteht damit die eingangs erläuterte Doppeldeutigkeit bei der Schichtse­ lektion.

Wenn man dem Grundmagnetfeld einen zusätzlichen (bevorzugt linearen) Gradienten überlagert, so bleibt die prinzipielle Form des Feldes erhalten, jedoch verschiebt sich die Lage und Krümmung der Konturlinien. Dieses Verhalten wird nun in der nachfolgend erläuterten Weise dazu benutzt, ein zu messendes Volumen zu selektieren.

In einer ersten Ausführungsform wird die Selektion des ge­ wünschten Volumens durch Kombination einer volumenselektiven Anregung mit der Refokussierung in einem dazu verschobenen Volumen erreicht. Dies wird im folgenden anhand eines Puls­ diagramms nach den Fig. 3 bis 7 erläutert. Dabei zeigt Fig. 3 die eingestrahlten Hochfrequenzpulse HF, Fig. 4 einen Gradienten G_z in z-Richtung, Fig. 5 einen Gradienten G_x in x-Richtung, Fig. 6 einen Gradienten G_y in y-Richtung und Fig. 7 das entstehende Kernresonanzsignal S. Die Inhomogenität des Magnetfelds schlägt sich gemäß den Fig. 4 bis 6 in permanenten Gradienten in allen drei Raumrichtungen nieder.

Gemäß Fig. 3 wird zunächst ein frequenzselektiver Hochfre­ quenzpuls mit der Frequenz ω = ω₀ eingestrahlt. Damit wird das in Fig. 1 gepunktet eingezeichnete Volumen angeregt. Auf den Anregepuls folgt ein Refokussierungspuls, der jedoch unter einem Gradienten G_z eingestrahlt wird. Wie oben ausgeführt, ,:erschiebt sich dabei die Lage und Krümmung der Konturlinien. Der Hochfrequenz-Refokussierungspuls HF2, der ebenfalls die Frequenz ω = ω₀ hat, regt damit ein zweites Teilvolumen an, das gegen das erste Teilvolumen verschoben ist.

Anschließend werden die entstehenden Kernresonanzsignale aus­ gelesen. Da nur refokussierte Pulse zum Kernresonanzsignal beitragen, ist lediglich das Schnittvolumen aus dem ersten und dem zweiten Teilvolumen für die Datenakquisition selek­ tiert. Dieses Schnittvolumen ist in Fig. 13 schraffiert dar­ gestellt. Man hat somit ein relativ kleines Teilvolumen für die Bildgewinnung selektiert, wobei die Eindeutigkeit der Vo­ lumenselektion sichergestellt ist. Da man das selektierte Vo­ lumen in das Homogenitätsvolumen des Magneten legt, kann man auch ohne Zusatzmaßnahmen weitgehend unverzerrte Bilder ge­ winnen, da Signale nur aus einem Volumen relativ guter Homo­ genität stammen. Dabei ist auch die Tatsache von Bedeutung, daß das selektierte Volumen in allen Raumrichtungen be­ schränkt ist und sich nicht wie herkömmliche Schichten über das gesamte Untersuchungsobjekt erstreckt.

Zur Ortscodierung und zum Auslesen der Kernresonanzsignale aus dem selektierten Volumen kann auf herkömmliche Sequenzen zurückgegriffen werden. Lediglich beispielhaft ist in den Fig. 3 bis 7 die herkömmliche Spinechosequenz dargestellt.

Dabei wird gemäß Fig. 4 die durch den positiven Gradienten­ puls G_z verursachte Dephasierung durch einen negativen Gra­ dientenpuls wieder rückgängig gemacht. Gleichzeitig wird ge­ mäß Fig. 5 in x-Richtung ein negativer Gradient G_x einge­ schaltet und gemäß Fig. 6 in y-Richtung ein Phasencodiergra­ dient G_y eingeschaltet. Anschließend wird unter einem positi­ ven Gradienten G_x ein Kernresonanzsignal S ausgelesen. Wie üblich, wird die dargestellte Pulssequenz n mal mit unter­ schiedlichen Phasencodiergradienten G_y wiederholt, die Kern­ resonanzsignale werden abgetastet, digitalisiert und je Pha­ sencodierschritt in eine Zeile einer Rohdatenmatrix einge­ tragen. Durch zweidimensionale Fourier-Transformation der Rohdatenmatrix wird ein Bild des selektierten Volumens gewon­ nen. Erforderlichenfalls können die eingangs genannten Kor­ rekturverfahren zur Korrektur von Bildverzerrungen, wie sie durch Inhomogenitäten im selektierten Volumen entstehen, an­ gewandt werden. Da das selektierte Volumen verhältnismäßig klein ist, also sich nicht über den gesamten Objektbereich erstreckt, sind bei gleicher Auflösung wie bei der konventio­ nellen Kernspintomographie kürzere Meßzeiten erzielbar bzw. man erhält bei gleicher Meßzeit eine höhere Auflösung. Das dargestellte Verfahren läßt sich in allen Raumrichtungen an­ wenden, d. h., die Volumenselektion muß nicht in z-Richtung erfolgen, sondern kann ebenso in x- oder y-Richtung durchge­ führt werden.

In einer alternativen Ausführungsform, wie sie in den Fig. 8 bis 12 dargestellt ist, wird eine Volumenselektion durch Kombination von frequenzselektiven Hochfrequenz-Sättigungs­ pulsen HF3 und einem frequenzselektiven Anrege-Hochfrequenz­ puls HF4 erreicht. Dabei werden frequenzselektive Sättigungs­ pulse HF3 unter einem ersten Selektionsgradienten G_z1 einge­ strahlt. Durch den Selektionsgradienten G_z1 verschieben sich die Magnetfeld-Isolinien. Anschließend wird unter einem zweiten Selektionsgradienten G_z2 ein Anrege-Hochfrequenzpuls HF4 eingestrahlt. Dabei wird durch entsprechende Wahl des zweiten Selektionsgradienten G_z2 und/oder der Frequenz des Hochfrequenz-Anregepulses erreicht, daß das angeregte Volumen zum Teil in einem räumlichen Gebiet liegt, das vorher nicht gesättigt wurde. Das doppeldeutige Volumen hingegen kommt in einem gesättigten Gebiet zu liegen und liefert somit kein Signal.

Ähnlich wie bei der vorher erläuterten Refokussierungsmethode können anstatt der zentralen Schicht auch zwei Paraboloide angeregt werden, indem man die Anregefrequenz ω < ω₀ wählt. Die Mehrdeutigkeit ist dann ebenfalls überwunden, da nur ein angeregtes Teilvolumen einen Überlapp mit dem ungesättigten zentralen Volumen aufweist, während die andere Schicht voll im gesättigten Gebiet liegt und damit nicht zum Signal bei­ trägt. Ein Beispiel für das auf diese Weise entstehende se­ lektierte Volumen ist in Fig. 14 dargestellt.

Nach selektiver Sättigung und selektiver Anregung läßt sich im letztlich selektierten Volumen entsprechend dem Ausfüh­ rungsbeispiel nach den Fig. 8 bis 12 z. B. eine Gradienten­ echosequenz durchführen. Hierzu werden die Kernspins in x- Richtung zunächst durch einen negativen Gradientenpuls G_x dephasiert und in y-Richtung durch einen Gradienten G_y pha­ sencodiert. Durch einen positiven Gradientenpuls G_x werden die Kernspins wieder rephasiert, so daß ein Kernresonanzsi­ gnal S entsteht.

In der Praxis können nach einer Sättigung gemäß der darge­ stellten Pulssequenz unter Umständen nicht alle Datenzeilen hintereinander aufgenommen werden, da die Spins der gesättig­ ten Bereiche mit der Relaxationszeit T1 in die z-Richtung zu­ rückkippen und damit wieder für die Anregung zur Verfügung stehen würden. Der Sättigungsvorgang muß daher entsprechend oft wiederholt werden.

Beim bisher dargestellten Verfahren sind die selektierten Vo­ lumen gekrümmt, die Dicke variiert und es liegt keine gerad­ linige Berandung der Schichten vor. Diese Nachteile sind in der Praxis jedoch weit weniger gravierend als man dies den Darstellungen entnehmen könnte.

Wie bereits eingangs erwähnt, haben in der praktischen Aus­ führung Magnete eher inhomogene Felder höherer Ordnung. Zum z2-Term nach der oben angegebenen Gleichung kommen bei der Feldentwicklung Terme B_n n-ter Ordnung hinzu:

Das Feld ist für Radien r < r₀ praktisch Null. Überlagert man nun einen linearen Gradienten, so kann man im Bereich r < r₀ nahezu konventionelle Schichten definieren. Erst in der Nähe von r ≈ r₀ gehen die Schichten in eine 3D-Fläche mit äußerst komplexer Topologie über. Anders als beim oben dargestellten z2-Design, wo der lineare Gradient vor allem eine Verschie­ bung des Homogenzentrums bewirkte, bleibt das Homogenzentrum jetzt unverschoben, die 3D-Fläche wird jedoch ab r < r₀ verbo­ gen. Diese Verbiegung reicht aus, um auch hierbei die obenge­ nannten Selektionsverfahren mit der Refokussierungs- oder der Sättigungsmethode anzuwenden.

Als Beispiel sind in den Fig. 15 und 16 Konturplots des z8-Terms eines Magnetfeldes mit überlagertem linearem Gra­ dienten angegeben. Die Gradientenstärke wurde bei der Dar­ stellung nach Fig. 16 gegenüber Fig. 15 halbiert. Man sieht, daß die Null-Linien des z8-Terms auf gleicher Höhe liegen. Die 1 mT-Linie hat in Fig. 16 einen größeren Abstand von der Null-Linie als in Fig. 15. Die Gebiete zwischen 0 und 1 mT weisen in den Figuren eine Überlappung auf, die zur Selektion eines Volumens genutzt werden kann, das in diesem Fall weitgehend einer herkömmlichen Schicht entspricht. Im Bereich der Parabeln dagegen weisen die entsprechenden Gebie­ te zwischen den 0 und 1 mT-Linien keinen Überlapp mehr auf, so daß auch im hier betrachteten Fall Doppeldeutigkeiten der Volumenselektion vermieden werden.

Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren wird es somit möglich, auch bei Magneten mit kleinem Homogenitätsvolumen Bilder zu erzeugen, die weitgehend frei von Bildartefakten, insbeson­ ders von Doppeldeutigkeiten sind. Eventuell vorhandene Ver­ zeichnungen können durch bekannte Bild-Nachverarbeitungstech­ niken korrigiert werden. Die Meßdaten aus dem kleineren Homo­ genitätsvolumen können in einer kürzeren Meßzeit gewonnen werden. Alternativ kann man bei gleicher Meßzeit eine höhere Auflösung erzielen.

Claims (9)

1. Pulssequenz für Kernspintomographiegeräte mit kleinem Homogenitätsvolumen, wobei in einer Anregephase mindestens ein Anrege-Hochfrequenzpuls (HF1) auf ein Untersuchungsvo­ lumen eingestrahlt wird, der ein erstes Teilvolumen im Unter­ suchungsvolumen anregt, wobei auf die Anregephase eine Refo­ kussierungsphase mit mindestens einem Refokussierungs-Hoch­ frequenzpuls (HF2) folgt, der ein zweites Teilvolumen im Untersuchungsvolumen anregt und wobei erstes und zweites Teilvolumen ein Schnittvolumen als selektiertes Volumen auf­ weisen, aus dem Kernresonanzsignale (S) zur Bilderzeugung ge­ wonnen werden.

2. Pulssequenz nach Anspruch 1, wobei während des Anrege­ Hochfrequenzpulses (HF1) und/oder Refokussierungs-Hochfre­ quenzpulses (HF2) ein Schichtselektionsgradient (G_z) wirksam ist, dessen Stärke beim Anrege-Hochfrequenzpuls (HF1) und beim Refokussierungs-Hochfrequenzpuls (HF2) unterschiedlich ist.

3. Pulssequenz nach Anspruch 1 oder 2, wobei Anrege-Hoch­ frequenzpuls (HF1) und Refokussierungs-Hochfrequenzpuls (HF2) unterschiedliche Frequenzspektren aufweisen.

4. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei das Schnittvolumen im Homogenitätsvolumen des Kernspintomogra­ phiegeräts liegt.

5. Pulssequenz für Kernspintomographiegeräte mit kleinem Homogenitätsvolumen, wobei in einer Sättigungsphase auf das Untersuchungsvolumen mindestens ein Sättigungs-Hochfrequenz­ puls (HF3) eingestrahlt wird, mit dem Kernspins in einem er­ sten Teilvolumen des Untersuchungsvolumens gesättigt werden, wobei auf die Sättigungsphase eine Anregephase folgt, in der mindestens ein Anrege-Hochfrequenzpuls (HF4) auf das Unter­ suchungsobjekt eingestrahlt wird, wobei ein zweites Teilvo­ lumen des Untersuchungsvolumens angeregt wird und wobei aus einem selektierten Volumen, das sich aus der Subtraktion von zweitem und erstem Teilvolumen ergibt, Kernresonanzsignale (S) zur Bilderzeugung gewonnen werden.

6. Pulssequenz nach Anspruch 5, wobei während der Sätti­ gungsphase und/oder der Anregephase ein Schichtselektionsgra­ dient (G_z) wirksam ist, dessen Stärke bei Sättigungsphase und Anregephase unterschiedlich ist.

7. Pulssequenz nach Anspruch 5 oder 6, wobei Sättigungs- Hochfrequenzpulse und Anrege-Hochfrequenzpulse unterschiedli­ che Frequenzspektren aufweisen.

8. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 5 bis 7, wobei das selektierte Volumen im Homogenitätsvolumen des Kernspintomo­ graphiegeräts liegt.

9. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei der Feldlinienverlauf im Bereich des selektierten Volumens weit­ gehend geradlinig ist.