DE19580154B4

DE19580154B4 - Magnetresonanz (MRI)-Abbildungsverfahren mit zeitlich veränderlichem Gradienten während der Signalerfassung

Info

Publication number: DE19580154B4
Application number: DE19580154T
Authority: DE
Inventors: Robert Edward Waukesha Glusick
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1994-01-31
Filing date: 1995-01-20
Publication date: 2005-12-22
Anticipated expiration: 2015-01-21
Also published as: DE19580154T1; US5560361A; WO1995020352A1; IL112406A; JP3563404B2; CN1123003A; IL112406A0; JPH08508667A

Abstract

Verfahren zum Erzeugen eines Bildes mittels eines NMR-Systems, mit den Schritten
a) Anlegen eines RF-Erregungsimpulses an ein sich in dem NMR-System befindendes Subjekt,
gekennzeichnet durch die weiteren Schritte
b) Anlegen eines magnetischen Auslese-Feldgradientenimpulses an das Subjekt, der sich als Funktion der Zeit g(t) in der Amplitude entsprechend irgendeiner aus einer Vielzahl auswählbarer Funktionen verändert,
c) Empfangen eines NMR-Signals von dem Subjekt, das während des Anlegens des Auslesegradienten g(t) erzeugt wird,
d) Digitalisieren des empfangenen NMR-Signals mit einer Abtastrate, die bezüglich der Zeit gleichbleibend ist, jedoch im k-Raum nicht gleichbleibend ist, um einen Satz von N erfassten NMR-Signalabtastwerten R(n) zu erzeugen,
e) Filtern der digitalisierten NMR-Signalabtastwerte R(n) in einem digitalen Filter, das M gefilterte NMR-Signalabtastwerte D(m) erzeugt, die das mit einer gleichbleibenden Rate im k-Raum abgetastete empfangene NMR-Signal darstellen,
f) Wiederholen der Schritte a) bis e) zum Erfassen eines NMR-Bilddatensatzes und
g) Rekonstruieren...

Description

Das Gebiet der Erfindung sind magnetische Kernresonanz("MRI")-Abbildungsverfahren. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf die Erfassung von MRI-Daten während eines sich in der Stärke ändernden Auslese-Gradienten.
Wenn eine Substanz, wie menschliches Gewebe einem gleichmäßigen magnetischen Feld (Polarisationsfeld B₀) unterworfen ist, versuchen sich die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe entsprechend diesem Polarisationsfeld auszurichten, präzedieren jedoch darum in zufälliger Anordnung mit ihrer charakteristischen Larmor-Frequenz. Wenn die Substanz oder das Gewebe einem magnetischen Feld unterworfen ist (Erregungsfeld B₁), das in der x-y-Ebene liegt und nahe der Larmor-Frequenz liegt, kann das netzausgerichtete (net aligned) Moment, M_Z, in der x-y-Ebene gedreht oder "gekippt" werden, um ein netztransversales (net transverse) magnetisches Moment M_t zu erzeugen. Ein Signal wird von den erregten Spins abgegeben, nachdem das Erregungssignal B, beendet wurde, und diese Signal kann empfangen und verarbeitet werden, um ein Bild zu erzeugen.
Wenn diese Signale verwendet werden, um Bilder zu erzeugen, werden magnetische Feldgradienten (G_X, G_Y und G_Z) verwendet. Typischerweise wird der abzubildende Bereich mittels einer Folge von Meßzyklen abgetastet, in denen sich diese Gradienten entsprechend dem verwendeten speziellen Lokalisierungsverfahren änderen. Der sich ergebende Satz von empfangenen magnetischen Kernresonanz(NMR)-Signalen wird digitalisiert und verarbeitet, um das Bild unter Verwendung einer von vielen bekannten Rekonstruktionstechniken zu rekonstruieren.
Die meisten NMR-Abtastungen, die gegenwärtig verwendet, um medizinische Bilder zu erzeugen, beanspruchen viele Minuten, um die erforderlichen Daten zu erhalten. Die Verringerung dieser Abtastzeit ist eine wichtige Überlegung, da eine verringerte Abtastzeit den Patientendurchsatz erhöht, die Bequemlichkeit für den Patienten verbessert und die Bildqualität durch Verringerung von Bewegungsartefakten verbessert. Das Konzept des Aufnehmens von NMR-Bilddaten in einem kurzen Zeitraum ist seit 1977 bekannt, als von Peter Mansfield (J. Phys. C.10: L55-L58, 1977) die echo-planare Impulsfolge vorgeschlagen wurde. Im Gegensatz zu Standard-Impulsfolgen erzeugt die echo-planare Impulsfolge einen Satz von NMR-Signalen für jeden Hochfrequenz(RF)-Anregungsimpuls. Diese NMR-Signale können separat phasenkodiert werden, so daß eine vollständige Abtastung von 64 Ansichten in einer einzelnen Impulsfolge von 20 bis 100 Millisekunden Dauer erhalten werden kann. Die Vorteile der echo-planaren Abbildung ("EPI) sind wohlbekannt und es bestand ein lange bekanntes Bedürfnis nach Vorrichtungen und Verfahren, die eine praktische Anwendung des EPI in einer klinischen Anwendung ermöglichen wird.
Ein charakteristisches Merkmal der EPI-Impulsfolge und vieler anderer schneller Impulsfolgen liegt darin, daß der angelegte magnetische Feldgradient, während das NMR-Signal erfaßt wird, (d.h. der "Auslese"gradient) mit einer sehr hohen Rate ein- und ausgeschaltet wird. Tatsächlich begrenzte die Unfähigkeit einheitliche Auslese-Gradientenfelder während sehr kurzer Zeitintervalle zu erzeugen die klinische Anwendung von EPI und anderen schnellen Impulssequenzen. Aufgrund von Gradienten-Energiezuführungs-Beschränkungen, von Gradientenspulen-Induktivität und FDA-Begrenzungen wird ein typischer kurzer Auslese-Gradientenimpuls im Wert ansteigen, für einen kurzen Zeitraum konstant bleiben und dann auf Null abfallen. Da die Auflösung entlang der Ausleseachse durch den Bereich neben dem Auslese-Gradienten und die Abtastrate für das NMR-Signal bestimmt ist, besteht die übliche Praxis darin, das NMR-Signal nur abzutasten, nachdem der Auslesegradient auf seinen bestimmten konstanten Wert angestiegen ist. Die sich ergebende Verzögerung bei der Erfassung der NMR-Signals ist bei schnellen Impulssequenzen beträchtlich. Eine alternative Lösung, vorgeschlagen von Avideh Zakhor in "Optimal Sampling and Reconstruction of MRI Signals Resulting from Sinusoidal Gra dients", IEEE Trans. on Sig. Proc., Vol. 39, No. 9, pp. 2956-65 (1991), besteht darin, die Abtastrate als eine Funktion der Auslese-Gradientenstärke zu verändern, jedoch erfordert dies spezielle Empfängereinrichtungen und erzeugt kein optimales Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) oder eine Filterung, um ein Aliasing von Signalen außerhalb des gewünschten Abbildungsbereichs im Bild zu verhindern.

Bei H. Bruder et al.: "Image Reconstruction for Echo Planar Imaging with Nonequidistant k-Space Sampling", Magn. Reson. Med. 23, S. 311-323, 1992, ist eine Bildrekonstruktion für eine Echo-Planar-Abbildung (EPI) mit einer nicht gleichmäßigen k-Raum-Abtastung beschrieben. Ein sinusförmiger Auslesegradient wird angewendet, aus dem sich Daten ergeben, die den k-Raum nicht äquidistant abtasten. Für eine herkömmliche 2D-FFT-Bildrekonstruktion wurden die Daten in kartesische Koordinaten umgewandelt. Dies geschieht entweder durch Interpolation oder alternativ durch eine allgemeine Transformation.

Die US-A-5 084 675 offenbart ein Verfahren zur Verbesserung des Signal-Zu-Rauschverhältnisses in einem NMR-System, bei dem das Echo-Planar-Abbildungsverfahren mit einem sinusförmigen Auslesegradienten und einer zeitlich äquidistanten Abtastung des NMR-Signals im Zeitbereich und einer Abtastung mit verschiedenen Raten im k-Raum angewendet wird.

Die US-A-4 950 991 befasst sich mit der Minimierung von Gibb-Artefakten in Bildern, die unter Verwendung von MRI-Systemen erhalten werden. Außerdem beschreibt die US-A-4 673 880 eine phasenempfindliche Erfassung von NMR-Signalen in MRI-Systemen.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, die vorstehend angeführten Probleme zu lösen und die Erfassung eines NMR-Signals mit einem Auslesegradienten zu ermöglichen, der keine konstante Größe besitzt.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch ein Verfahren zur Erzeugung eines Bildes nach Patentanspruch 1 gelöst.

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein NRI- bei dem ein NMR-Signal in der Gegenwart eines sich zeitlich ändernden magnetischen Auslese-Feldgradienten erfaßt und mit einer einheitlichen Abtastrate abgetastet wird. Genauer gesagt enthält das NMR-System eine Einrichtung zum Erregen von Spins, um ein NMR-Signal zu erzeugen, einen Auslese-Gradientengenerator zum Erzeugen eines magnetischen Feldgradienten g(t), der sich in der Größe als eine Funktion der Zeit verändert, so wie das NMR-Signal erzeugt wird, einen Empfänger zum Erfassen des NMR-Signals während der magnetische Feldgradient g(t) erzeugt wird und zum Digitalisieren des erfaßten NMR-Signals R(n) durch Abtasten mit einer im wesentlichen gleichbleibenden Abtastrate, ein Filter, das die erfaßten NMR-Signal-Abtastwerte R(n) empfängt und sie in gefilterte NMR-Signal-Abtastwerte D(m) umwandelt, die dem NMR-Signal entsprechen, als wenn es in der Anwesenheit eines Auslesegradienten mit einer konstanten Größe aufgenommen worden wäre, und eine Bild-Rekonstruktions-Einrichtung zum Empfangen der gefilterten NMR-Signal-Abtastwerte D(m) und zum Erzeugen eines Bildes. Das Filter wandelt die digitalisierten NMR-Signal-Abtastwerte R(n), die gleichbleibend in der Zeit abgetastet werden, in gefilterte NMR-Signal-Abtastwerte D(m) um, die gleichbleibend im k-Raum abgetastet werden, wie für die Bild-Rekonstruktions-Einrichtung erforderlich. Das Filter kann auch die digitalisierten NMR-Signal-Abtastwerte R(n) derart dezimalisieren, daß eine festgelegte Anzahl von Signal-Abtastwerten D(m) der Bild-Rekonstruktions-Einrichtung zugeführt wird. Und schließlich kann das Filter auch einen Faktor enthalten der das Abbildungsfeld der digitalisierten NMR-Signal-Abtastwerte R(n) derart begrenzt, daß Signale außerhalb des Abbildungsfelds des rekonstruierten Bildes unterdrückt werden.

In einem Ausführungsbeispiel speichert das Filter ein Array bzw. Feld von Filterkoeffizienten C(n, m) und eine unterschiedliche Reihe oder Spalte dieser gespeicherten Filterkoeffizienten wird an die erfaßten NMR-Signal-Abtastwerte R(n) angelegt, um jeden der gefilterten NMR-Signal-Abtastwerte D(m) zu erzeugen:

wobei n = 1 bis N und N gleich der Anzahl der aufgenommenen NMR-Signal-Abtastwerte ist, und m = 1 bis M und M gleich der Anzahl der gewünschten gefilterten NMR-Signal-Rbtastwerte ist.

Da M und N gewöhnlich groß sind, ist das Produkt von M und N gewöhnlich auch sehr groß, was einen sehr großen teueren Berechnungsaufwand erfordert. Im typischen Ausführungsbeispiel wird nur ein "Untersatz" von M verwendet, beispielsweise T (wobei T < M), so daß die Berechnungslast nur T mal N anstelle von M mal N beträgt. Auf T wird häufig von denen, die den digitalen Filterentwurf praktizieren, als "taps" Bezug genommen. Die vorliegende Erfindung ermöglicht die Erfassung eines NMR-Signals mit einem Auslese-Gradienten, der keine konstante Größe besitzt. Die fortlaufenden Sätze von Filterkoeffizienten C(n, m = 1 bis M) werden zuvor berechnet und zur Verwendung während der Erfassung gespeichert. Ihre Werte werden als eine Funktion der Gradientenfeld-Größe g(t) und des gewünschten Abbildungsfelds entlang der Auslese-Gradientenachse bestimmt. Jeder gefilterte Abtastwert wird in der Phase angepaßt, um die Effekte des zeitlich veränderlichen Auslese-Gradienten auszugleichen, und das sich ergebende digitalisierte und gefilterte NMR-Signal ist dasselbe, wie das, das mit einem festen Auslese-Gradienten und einem festen Bandpaß-Filter aufgenommen worden wäre.

Erfindungsgemäß wird das erfaßte NMR-Signal derart, gefiltert daß es auf den gewünschten Abbildungsbereich begrenzt wird. So wie sich der Auslese-Gradient g(t) in der Größe ändert, ändert sich der Abbildungsbereich des erfaßten NMR-Signals. Der Satz der Filterkoeffizienten C(n = 1 bis N, m) für jeden gefilterten Abtastwert D(m) begründet nicht nur die Phasenverschiebungen aufgrund des zeitlich veränderlichen Auslese-Gradienten, sondern begründet auch die zeitliche Änderung des Abbildungsbereichs.

Ferner wird erfindungsgemäß die Empfängerelektronik vereinfacht. Der Empfänger kann das NMR-Signal erfassen und digitalisiert es mit einer konstanten, hohen Abtastrate. Es sind keine Änderungen in der Abtastrate oder dem Filter-Durchlaßband erforderlich, um verschiedene Auslese-Gradientenwerte zu begründen. Anstelle davon wird ein Feld von Filterkoeffizienten C(n, m) für jeden Auslese-Gradienten-Kurvenverlauf und jeden Abbildungsbereich (FOV) gespeichert und diese werden dem erfaßten und digitalisierten NMR-Signalen zugeführt, um es in ein für den Bild-Rekonstruktionsvorgang annehmbares Format umzuwandeln. Diese Filterung ist ein Vorverarbeitungsschritt, der keine zusätzliche Hardware erfordert und die Bild-Rekonstruktionszeit nicht wesentlich erhöht.

Außerdem wird erfindungsgemäß eine höhere Bildauflösung in der Ausleserichtung erhalten, ohne den Echo-Abstand in einer EPI-Folge zu vergrößern. Die vorliegende Erfindung ermöglicht, daß die NMR-Signale erfaßt werden, während der Auslese-Gradienten-Impuls auf seine konstante Amplitude ansteigt und während er von dieser Amplitude abfällt. Als ein Ergebnis kann die Auslese-Gradienten-Amplitude erhöht werden, um die Auflösung ohne Erhöhung der Dauer zu verbessern.

Weitere Vorteile und Merkmale der Erfindung sind aus der nachfolgenden Beschreibung in Verbindung mit der Zeichnung ersichtlich. Es zeigen:
1 ein Blockschaltbild eines MRI-Systems, das die vorliegende Erfindung verwendet,
2 ein elektrisches Blockschaltbild des Übertragers, der einen Teil des MRI-Systems aus 1 bildet, und
3 ein "Systemzeichnung" des Filterungsvorgangs, der von dem MRI-System aus 1 durchgeführt wird, um die vorliegende Erfindung auszuführen.
Zuerst werden unter Bezugnahme auf 1 die Hauptbestandteile eines bevorzugten MRI-Systems, das die vorliegende Erfindung enthält, gezeigt. Der Betrieb des Systems wird von einer Bedienerkonsole 100 aus gesteuert, die eine Tastatur und ein Steuerfeld 102 und eine Anzeige 104 enthält. Die Bedienerkonsole 100 steht über eine Verbindungsleitung 116 mit einem separatem Computersystem 107 in Verbindung, das einem Bediener ermöglicht, die Erzeugung und Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm 104 zu steuern. Das Computersystem 107 enthält eine Anzahl von Modulen, die miteinander über eine Rückwandplatine in Verbindung stehen. Diese enthält ein Bildverarbeitungsmodul 106, ein Zentralverarbeitungsmodul (CPU-Modul) 108 und ein Speichermodul 113, das im Stand der Technik als Rahmenpufferspeicher zum Speichern von Bilddatenfeldern bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111 und einem Bandlaufwerk 112 zum Speichern von Bilddaten und Programmen verbunden und steht mit einer separaten Systemsteuerung 122 über eine Hochgeschwindigkeits-Verbindungsleitung 115 in Verbindung.
Die Systemsteuerung 122 enthält einen Satz von Modulen, die über eine Rückwandplatine miteinander verbunden sind. Diese enthält ein Zentralverarbeitungsmodul (CPU-Modul) 119 und ein Impulsgenerator-Modul 121, das mit der Bedienerkonsole 100 über eine serielle Verbindungsleitung 125 verbunden ist. Gerade über diese Verbindungsleitung 125 empfängt die Systemsteuerung 122 Befehle vom Bediener, die die durch zuführende Abtastfolge anzeigen. Das Impulsgenerator-Modul 121 betreibt die Systembestandteile, um die gewünschte Abtastfolge durchzuführen. Es erzeugt Daten, die die zeitliche Abstimmung (timing), die Stärke und die Form der zu erzeugenden Hochfrequenzimpulse (RF-Impulse) und die zeitliche Abstimmung (timing) und die Länge des Datenerfassungfensters angeben. Das Impulsgenerator-Modul 121 verbindet mit einem Satz von Gradientenverstärkern 127, um die zeitliche Abstimmung (timing) und die Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse anzugeben. Das Impulsgenerator-Modul 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungssteuereinheit 129, die Signale von einer Anzahl von verschiedenen mit dem Patienten verbundenen Sensoren empfängt, wie EKG-Signale von Elektroden oder Atmungssignale von einer Ausdehnungsmanschette. Und schließlich ist das Impulsgenerator-Modul 121 mit einer Abtastraum-Schnittstellenschaltung 133 verbunden, die Signale von verschiedenen mit dem Zustand des Patienten und des Magnetsystems verbundenen Sensoren empfängt. Es ist auch über die Abtastraum-Schnittstellenschaltung 133, daß ein Patienten-Positionierungssystem 134 Befehle zum Bewegen des Patienten in die gewünschten Position für die Abtastung empfängt.
Die vom Impulsgenerator-Modul 121 erzeugten Gradienten-Signalverläufe werden an ein Gradientenverstärkersystem 127 angelegt, das G_X, G_Y und G_Z Verstärker umfaßt. Jeder Gradientenverstärker erregt eine entsprechende Gradientenspule in einer allgemein mit 139 bezeichneten Anordnung, um die magnetischen Feldgradienten zu erzeugen, die für Positionskodierung erfaßter Signale verwendet werden. Einer dieser Gradienten (im bevorzugten Ausführungsbeispiel G_X) wird angelegt, während ein NMR-Signal erfßt wird, und die vorliegende Erfindung ist anwendbar, wenn dieser "Auslese"-Gradient sich während der Signalerfassung in der Größe als eine Funktion der Zeit verändert. In der nachfolgenden Diskussion wird dieser zeitlich veränderliche Auslese-Gradient als "g(t)" bezeichnet. Die Gradientenspulenanordnung 139 bildet Teil einer Magnetanordnung 141, die einen Polarisationsmagneten 140 und eine Ganzkörper-Hochfrequenzspule (Ganzkörper-RF-Spule) 152 enthält. Ein Senderempfänger-Modul 150 in der Systemsteuerung 122 erzeugt Impulse, die durch einen Hochfrequenzverstärker (RF-Verstärker) 151 verstärkt werden, und ist mit der Ganzkörper-RF-Spule 152 über einen Übertragungs-/Empfangs-Schalter 154 gekoppelt. Die sich ergebenden durch die erregten Kerne im Patienten abgestrahlten Signale können über dieselbe RF-Spule 152 empfangen werden und über den Übertragungs-/Empfangs-Schalter 154 mit einem Vorverstärker 153 gekoppelt werden. Die verstärkten NMR-Signale werden in dem Empfängerteil des Senderempfänger-Moduls 150 demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Der Übertragungs-/Empfangs-Schalter 154 wird mittels eines Signals vom Impulsgenerator-Modul 121 gesteuert, um den RF-Verstärker 151 mit der RF-Spule 152 während der Übertragungsbetriebsart bzw. den Vorverstärker 153 während der Empfangsbetriebsart zu verbinden. Der Übertragungs-/Empfangs-Schalter 154 ermöglicht auch, daß eine separate Hochfrequenz-Spule (RF-Spule) (beispielsweise eine Kopfspule oder eine Oberflächenspule) entweder in der Übertragungs- oder der Empfangsbetriebsart verwendet wird.
Die von der RF-Spule 152 aufgenommenen NMR-Signale werden durch das Senderempfänger-Modul 150 digitalisiert und zu einem Speicher-Modul 160 in der Systemsteuerung 122 übertragen. Wenn die Abtastung vollständig ist und ein gesamtes Datenfeld entsprechend der Lehre der vorliegenden Erfindung aufgenommen und gefiltert wurde, führt ein Feld-Prozessor 161 eine Fouriertransformation der Daten in ein Feld von Bilddaten durch. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbindungsleitung 115 zum Computersystem 107 übertragen, wo sie im Plattenspeicher 111 gespeichert werden. Ansprechend auf von der Bedienerkonsole 100 empfangene Signale können diese Bilddaten im Bandlaufwerk 112 archiviert oder durch den Bildprozessor 106 weiter verarbeitet und der Bedienerkonsole 100 zugeführt und auf der Anzeige 104 angezeigt werden.
Im folgenden wird insbesondere auf 1 und 2 Bezug genommen. Das Senderempfänger-Modul 150 erzeugt das Hochfrequenz (RF)-Erregungsfeld B₁ durch den Leistungsverstärker 151 an einer Spule 152A und empfängt das sich ergebende in einer Spule 152B induzierte Signal. Wie vorstehend erläutert, können die Spulen 152A und 152B separat sein, wie in 2 gezeigt, oder sie können eine einzelne Ganzkörper-Spule, wie in 1 gezeigt, sein. Die Grund- oder Trägerfrequenz des RF-Erregungsfelds wird unter Steuerung eines Frequenz-Synthesizers 200 erzeugt, der einen Satz von digitalen Signalen (CF) vom CPU-Modul 119 und dem Impulsgenerator-Modul 121 empfängt. Diese digitalen Signale geben die Frequenz und Phase des am Ausgang 201 erzeugten RF-Trägersignals an. Der "befohlene" RF-Träger wird an einen Modulator und Aufwärts-Wandler 202 angelegt, worin seine Amplitude ansprechend auf ein ebenfalls vom Impulsgenerator 121 empfangenes Signal R(t) moduliert wird. Das Signal R(t) definiert die Hüllkurve des zu erzeugenden RF-Erregungsimpulses und wird im Impulsgenerator-Modul 121 durch aufeinanderfolgendes Auslesen einer Serie von gespeicherten digitalen Werten erzeugt. Diese gespeicherten digitalen Werte können der Reihe nach von der Bedienerkonsole 100 aus verändert werden, um irgendeine gewünschte zu erzeugende RF-Impuls-Hüllkurve zu ermöglichen.
Die Größe des am Ausgang 205 erzeugten RF-Erregungsimpulses wird durch eine Erregungs-Dämpfungsschaltung 206, die einen digitalen Befehl, TA, von der Rückwandplatine 118 empfängt, gedämpft. Die gedämpften RF-Erregungsimpulse werden an den Leistungsverstärker 151, der die RF-Spule 152A treibt; angelegt. Für eine detailliertere Beschreibung des Senderempfänger-Moduls 122 wird auf das US-Patent Nr. 4 952 877 verwiesen. Weiterhin wird auf die 1 und 2 Bezug genommen. Das von dem Subjekt erzeugte Signal wird mittels der Empfänger-Spule 152B aufgenommen und über den Vorverstärker 153 dem Eingang eines Empfängerdämpfers 207 zugeführt. Der Empfängerdämpfer 207 verstärkt das Signal weiter um eine durch ein von der Rückwandplatine 118 empfangenes digitales Dämpfungssignal (RA) bestimmte Menge.
Das empfangene Signal liegt bei oder in der Umgebung der Larmor-Frequenz und dieses Hochfrequenzsignal wird in einem Zwei-Schritt-Verfahren durch einen Abwärts-Wandler 208, der zuerst das NMR-Signal mit dem Trägersignal auf Leitung 201 und dann das resultierende Differenzsignal mit dem 2,5 MHz-Bezugssignal auf Leitung 204 mischt, heruntergewandelt. Das heruntergewandelte NMR-Signal wird an den Eingang eines Analog-Digital-Wandlers (A/D-Wandlers) 209 angelegt, der das analoge Signal abtastet und digitalisiert und es an einen digitalen Detektor und Signalprozessor 210 anlegt, der 16-bit phasengleiche (I) Werte und 16-bit Quadratur(Q)-Werte entsprechend dem empfangenen Signal erzeugt. Der sich ergebende Fluß von digitalisierten I- und Q-Werten des empfangenen Signals wird über die Rückwandplatine 118 an das Speicher-Modul 160 ausgegeben, wo sie gefiltert und verwendet werden, um ein Bild zu rekonstruieren, wie es im folgenden genauer erläutert wird. Das 2,5 MHz Bezugssignal ebenso wie das 250 kHz Abtastsignal und die 5, 10 und 60 MHz Bezugssignals werden mittels einer Bezugsfrequenz-Generators 203 aus einem allgemeinen 20 MHz Haupttaktsignal erzeugt. Für eine genauere Beschreibung des Empfängers wird auf das US Patent Nr. 4 992 736 verwiesen.
Die vorliegende Erfindung wird ausgeführt durch Filtern der I- und Q-Abtastwerte des aufgenommenen NMR-Signals mit dem in 3 gezeigten Filter. Dieses Filter kann als Hardware als Teil des Senderempfänger-Moduls 150 oder des Feldprozessors 161 realisiert werden, oder es kann als ein durch das CPU-Modul 119 ausgeführtes Software-Programm realisiert werden. Bei der allgemeinen Realisierung verwendet die Erfindung ein N mal M Feld 300 von Filterkoeffizienten, die für jeden verschiedenen Gradienten-Signalverlauf g(t) vorberechnet sind. N ist die Anzahl der NMR-Signal-Abtastwerte, die durch den Senderempfänger wie vorstehend beschrieben bei einer konstanten (Über-) Abtastrate erfaßt werden, und M ist die Anzahl von gefilterten Abtastwerten, die erforderlich ist, um ein Bild wie vorstehend beschrieben zu rekonstruieren. Beispielsweise können 360 Abtastwerte erfaßt werden, während die Bildrekonstruktion nur 128 gefilterte Abtastwerte erfordert. Die im Feld 300 gespeicherten Koeffizienten werden in der nachfolgenden Diskussion durch die Symbole C(n, m) bezeichnet, wobei n die Reihennummer und m die Spaltennummer eines Koeffizienten ist.
Im typischen Ausführungsbeispiel werden nur T Multiplizierer 304 verwendet, um das Filter zu bilden, wobei T im allgemeinen als "taps" bezeichnet wird. Als Ergebnis davon werden nur die größten Werte von C(n, m) verwendet und sie beruhen auf der Hauptdiagonale von C(n, m). T ist gewöhnlich als Kompromiß zwischen Leistung und Kosten gewählt.
Im folgenden wird auf 3 Bezug genommen. Die N aufgenommenen Abtastwerte (I oder Q) werden in ein Register 301 eingegeben und als Eingaben an N entsprechende Multiplizierer 304 angelegt. Die andere Eingabe an jeden Multiplizierer 304 ist ein entprechender Koeffizient (n = 1 bis N) aus einer der Spalten (m = 1 bis M) in dem Feld 300. Die erfaßten Signal-Abtastwerte werden so mit einer Spalte der Filterkoeffizienten multipliziert und die Ergebnisse werden bei 302 addiert, um einen einzelnen gefilterten I- oder Q-Signalabtastwert D(m = 1 bis M) am Ausgang 303 zu erzeugen. Diese Multiplikation und Addition wird M mal durchgeführt, mit M aufeinanderfolgenden Spalten des Filter-Koeffizientenfelds 300, um die gewünschten M gefilterten Abtastwerte für den Bild-Rekonstruktionsvorgang zu erzeugen. Derselbe Vorgang wird separat für die I- und Q-Komponenten des erfaßten NMR-Signals durchgeführt und die gefilterten I- und Q-Abtastwerte werden direkt zum Bild-Rekonstruktions-Prozeß eingegeben.
Das Filter aus 3 kann als-ein finites Impulsantwort-Filter (FIR-Filter) gesehen werden, bei dem das Eingabesignal für jedes Echo gleich bleibt und die Filter-Koeffizienten-Amplituden werden verändert, um das gefilterte Ausgangssignal zu erzeugen. Um die Aufgaben der vorliegenden Erfindung zu erreichen, ist es natürlich erforderlich, die geeigneten Werte C(n, m) für das Filter-Koeffizientenfeld 300 zu bilden, was nun detailliert diskutiert wird. Die in dieser Diskussion verwendeten Symbole sind wie folgt definiert:

g(t): beliebige Auslese-Gradienten-Signalform, normalisiert auf 1,0 Spitzenwert über dem Abtastintervall und unipolar über das Abtastintervall τ₁ bis τ_N;
τ₁, τ_N: Anfangs- bzw. Endzeitpunkte für eine Eingabe-Abtastung;
Δt: Abtastperiode, effektive Zeit zwischen Quadratur-NMR-Signal-Abtastwerten;
f_s: Eingabe-Abtastfrequenz (komplexe Paare/Sekunde, zeitlich linear voneinander beabstandet);
N: Gesamtanzahl von digitalisierten Eingabe-Abtastwerten pro aufgenommmenem NMR-Signal (# Filter-Koeffizienten =< N). 32 =< N =< 2048;
M: Gesamtanzahl von gewünschten gefilterten Ausgabe-Abtastwerten, gleichmäßig beabstandet in K_X, können zeitlich ungleichmäßig sein; 32 =< M =< 1024;
T: Anzahl der "taps" ungleich 0 im Filter, die im Bereich von 3 bis M liegen kann. T ist gewöhnlich als ein Kompromiß zwischen Leistung und Kosten gewählt und könnte typischerweise M/4 sein;
n: Eingabe-Abtastwert-Index (n = 1 bis N);
m: Ausgabe-Abtastwert-Index (m = 1 bis M);
R(n): komplexe NMR-Signal-Abtastwerte (n = 1 bis N), linear überabgetastet in t, können in K_X nichtlinear sein;
C(n, m): reale Filter-Koeffizienten im Feld 300, wo nur T Elemente in jeder Reihe m ungleich 0 sind;
D(m): komplexe Ausgabedaten (m = 1 bis M), digital gefiltert, in K_X linearisiert;
G_I(n): Dichte von Berechnungen (taps) pro Einheit des Phasenraums. Dies ist typischerweise Ableitung der Phasenfunktion, die als das Integral der normalisierten Gradientenfunktion berechnet wurde, In diesem Fall ist es ähnlich der normalisierten Gradientenfunktion;
P_i(n): Eingabe-Phasenvektor (Einheitswinkel) bei jedem Eingabe-Abtastwert n;
P_o(m): Ausgabe-Phasenvektor (Einheitswinkel) bei jedem Ausgabe-Abtastwert m;
r: Über-Abtastrate (Spitzen-Eingabe-Bandweite durch Spitzen-Ausgabe-Bandweite);
ods: Ausgabe-Daten-Scrollen (+/- Abtastperioden);
cc: Kreis-Windungs-Schalter (0 = aus, 1 = ein = Voreinstellung);
α: Filterfenster-Abrollfaktor (α = 0,46 für ein Hamming-Fenster);
β: Filterfenster-Breitenfaktor (d.h. Gesamtfilterbreite/gewünschte Filterbreite).

Typischerweise ist β derart angepaßt, daß bedeutende Werte von C(n, m) in die verfügbaren "taps" T des Filters passen.
Die Filterkoeffizienten werden für jede Auslese-Gradienten-Signalform g(t) berechnet, die während einer Abtastung verwendet werden kann. Seine Gauß/cm-Spitzenwert-Amplitude wird während der Abtastzeit auf 1,0 normalisiert. Die Funktion g(t) muß den durch das Spinsystem "gesehenen" Gradienten dargestellt werden, damit das Wiederdarstellen (remapping) nichtlinear beabstandeter K_X Eingabedaten in linear beabstandeten K_X Ausgabedaten korrekt ist. Wähle Werte τ₁ und τ_N aus (die Start- und Stop-Zeitpunkte für K_X-Abtastung relativ zur Signalform g(t)). τ₁ und τ_N müssen einen einheitlichen Teil von g(t) derart umgeben, daß die nachfolgend berechnete Abtastfunktion einen einzigen Wert besitzt (d.h. die Abtastfunktion hat einen einheitlichen Ordinaten-Wert für jeden Abszissenwert zwischen τ₁ und τ_N). Dann erzeuge einen Auslese-Gradienten-Diskretwert-Eingabe-Skalierungsvektor, wobei G_I(n) in Gauß/cm einem Eingabe-Abtastwert n bei t_n entspricht: GI(n) = g(tn) bei tn = τ1 + (n – 1)Δt (1)
Erzeuge die normalisierte Phasenfunktion p(t), die vom Integral des Gradienten-Signalverlaufs g(t) abhängt.
Die Larmor-Frequenz normalisiert. Das Ergebnis ist auf den Bereich –π bis +π normalisiert.
Ein typisches Verfahren zum Berechnen von p(t) ist nachfolgend dargestellt, jedoch kann in der Praxis jedes fortwährende oder diskrete Integrationsverfahren verwendet werden und die Funktionen können geschlossen-förmige Lösungen haben.
C₁ definiert den Umfang der Funktion:
Erzeuge den Eingabe-Phasenvektor P_i(n) in Einheitswinkeln für n = 1 bis N, mit linear beabstandeten Werten in t. Die Werte werden für einen konstanten Auslesegradienten linear in der Phase (d.h. K_X) oder für einen variablen Auslesegradienten nichtlinear in der Phase (d.h. K_X) beabstandet werden. Pi(n) = p(τ1) + (n + 1)Δt) für n = 1 bis N (4)
Erzeuge den Ausgabe-Phasenvektor P_o(m) in Einheitswinklen für m = 1 bis M, mit in der Phase (d.h. K_X) linear beabstandeten Werten. Po(m) = –π + [2π(m – 1 – ods)/(M – 1)] (5)
P_o(m) sollte modulo 2π im Intervall –π bis +π sein. Wenn das Ausgabe-Daten-Verschiebung(scroll) "ods" ungleich null ist, dann verschiebe (scroll) die Filter-Ausgabe-Daten (d.h. verschiebe sie zeitlich um ods Abtastperioden) mittels Verschieben (scrolling) der Phase des Ausgabe-Phasenvektors P_o(m).
Das Überabtastverhältnis "r" für einen Auslesegradienten mit einem Spitzenwert während des Abtastens, der über zumindest zwei aufeinanderfolgende Eingabe-Abtastwerte konstant ist (d.h. ein konstanter oder trapezförmiger, aber nicht kosinusförmiger Auslesegradient), ist:
oder entsprechend, da der Gradinet über diese Abtastwerte konstant ist,
oder entsprechend.
Das "Basis-Phasen"-Argument ϕ in Einheitswinkeln ist: ϕ = Pi(n) – P0(m)
Der "Phasen-Verschiebungs(scroll)-Offset" θ in Einheitswinkeln ist. θ = 2π für –∞ < θ < –π θ = 0 für –π <= ϕ <= π θ = –2π für π < ϕ < +∞
Die Filterfunktion F kann auf eine Vielzahl von Arten berechnet werden. Die üblichste und wohl bekannte Art für den Fachmann der Digital-Filtertechnik ist die diskrete Transformation einer beliebigen Funktion. Es existieren viele algorithmische Berechnungen für eine nützliche Filterfunktion, wobei gegebene spezielle Beschränkungen ebenfalls im Stand der Technik wohlbekannt sind. Das bevorzugte Ausführungsbeispiel verwendet das wohl bekannte Konzept einer gefensterten Sinusfunktion. In dieser Klasse von Filterfunktionen F können viele verschiedene Fensterfunktionen W ausgewählt werden und sie werden Teil der Filterfunktion F. F(x) = W(x)sinc(bx)/(bx) (7)wobei b = N/2r

b: = der Filter-Bandbreiten-Faktor, der die Bandbreite der das Filter passierenden Information steuert, nominell auf die Bandbreite des angezeigten MRI- Bildes gesetzt

Die im vorliegenden bevorzugten Ausführungsbeispiel verwendete Fensterfunktion W lautet wie folgt: W(x) = α cos(βx) + (1 – α) für |βx| <= π W(x) = 0,0 für |βx| > π und cc = 1 W(x) = 0,0 für |βx| > π und cc = 0 (8)wobei:

cc: = 0 oder 1: (Kreiswindung = 1, flach = 0)
α: = Fensterparameter typischerweise 0,46 oder 0,5 für Hamming bzw. Hanning-Fälle
β: = Gesamtfilterbreite/gewünschte Fensterbreite

Das Koeffizientenfeld kann in seiner ursprünglichen Form C berechnet werden, indem die Filterfunktion an ausgewählten Phasenorten ausgewertet wird und das Ergebnis mittels der Phasenberechnungen wie in der folgenden Gleichung gezeigt skaliert wird: C~(n, m) = GI(n)F(Pi(n) – Po(m) + θ) (9)
Während diese Gleichung das gewünschte Ergebnis erzeugt, erfordert ein typisches Ausführungsbeispiel eine besonders niedriges Frequenz-Dämpfungs-Verhalten durch das Filter. Wenn der gewünschte Gewinn durch a gegeben ist, und die Leistung des Filters in Gleichung (9) a₀ ist, ergibt die wohl bekannte Normalisierungs-Berechnung das gewünschte Ergebnis: C(n, m) = (a/a0) C~(n, m) für alle m und n (10) wobei a₀ die Tiefpaß-Verstärkung von C(n, m) darstellt und typischerweise berechnet wird durch:
Das Filter-Koeffizientenfeld C(n, m) wird für jede einzelne Kombination von Auslesegradienten-Funktion g(t), EingabeAbtastwert-Anzahl (N), Ausgabe-Abtastwert-Anzahl (M) und dem gewünschten Filterkernpunkt (filter kernal) F berechnet und gespeichert. Das geeignete Filter-Koeffizientenfeld C(n, m) wird automatisch in das Feld 300 geladen, wenn der Bediener die jeweilige Abtast-Vorschrift auswählt. Wenn wie vorstehend beschrieben verwendet, werden die gefilterten Ausgabe-Daten D(m) aus den erfaßten komplexen NMR-Signal-Abtastwerten R(n) mittels Vektor-Multiplikation des komplexen N-Punkt-Eingabesignals R(n) mit einer Reihe m des ausgewählten Filter-Koeffizientenfelds C(n, m) erzeugt und das komplexe Skalarprodukt-Ergebnis gespeichert.
Die m = 1 bis M gefilterten Ausgabepunkte D(m) sind ein gefilterter Satz von NMR-Signal-Abtastwerten, die einheitlich im k-Raum beabstandet sind, wie durch das Bild-Rekonstruktions-Verfahren erforderlich. Zusätzlich wird dieses digitalisierte NMR-Signal gefiltert, um Aliasing auszuschließen, das in dem Bild als eine Verformung von Kante zu Kante auftritt. Und schließlich funktioniert das Filter auch, um die Anzahl der NMR-Signal-Abtastwerte, N, an die Anzahl der Abtastwerte, M, anzupassen, wie durch den Bild-Rekonstruktions-Prozessor erforderlich. Wenn M kleiner als N ist, dient das Filter zum dezimalisieren des abgetasteten NMR-Signals, während, wenn M größer als N ist, das Filter dazu dient, zwischen den NMR-Signal-Abtastwerten zu interpolieren, um die erforderliche Anzahl von Ausgabe-Abtastwerten zu erzeugen.
Ein NMR-System erfaßt Daten während des Anlegens eines in der Amplitude variablen Auslesegradienten. Das NMR-Signal wird gleichmäßig in der Zeit abgetastet und als NMR-Daten dargestellt, die einheitlich im k-Raum mittels eines digitalen Filters abgetastet werden. Sätze von gespeicherten Filterkoeffizienten passen die digitalen Filter an verschiedene Auslesegradienten-Signalformen und verschiedene Abbildungsbereiche und Bildauflösungen an.

Claims

Verfahren zum Erzeugen eines Bildes mittels eines NMR-Systems, mit den Schritten a) Anlegen eines RF-Erregungsimpulses an ein sich in dem NMR-System befindendes Subjekt, gekennzeichnet durch die weiteren Schritte b) Anlegen eines magnetischen Auslese-Feldgradientenimpulses an das Subjekt, der sich als Funktion der Zeit g(t) in der Amplitude entsprechend irgendeiner aus einer Vielzahl auswählbarer Funktionen verändert, c) Empfangen eines NMR-Signals von dem Subjekt, das während des Anlegens des Auslesegradienten g(t) erzeugt wird, d) Digitalisieren des empfangenen NMR-Signals mit einer Abtastrate, die bezüglich der Zeit gleichbleibend ist, jedoch im k-Raum nicht gleichbleibend ist, um einen Satz von N erfassten NMR-Signalabtastwerten R(n) zu erzeugen, e) Filtern der digitalisierten NMR-Signalabtastwerte R(n) in einem digitalen Filter, das M gefilterte NMR-Signalabtastwerte D(m) erzeugt, die das mit einer gleichbleibenden Rate im k-Raum abgetastete empfangene NMR-Signal darstellen, f) Wiederholen der Schritte a) bis e) zum Erfassen eines NMR-Bilddatensatzes und g) Rekonstruieren eines Bildes aus dem NMR-Bilddatensatz, wobei die in Schritt e) durchgeführte Filterung durchgeführt wird durch die Schritte – Auswählen eines zweidimensionalen Arrays von Filterkoeffizienten C(n, m), die mit der ausgewählten Auslesegradientenfunktion g(t) übereinstimmen, aus einer Vielzahl gespeicherter zweidimensionaler Arrays von Filterkoeffizienten, und – Anwenden des ausgewählten Arrays der Filterkoeffizienten C(n, m) zur Erzeugung der jeweiligen gefilterten NMR-Signalabtastwerte D(m) mit m=1 bis M aus den erfassten NMR-Signalabtastwerten R(n) durch Durchführen der folgenden Berechnungen:
Verfahren nach Anspruch 1, mit einer Vielzahl zweidimensionaler Arrays von Filterkoeffizienten C(n, m), die jeweils für die Vielzahl auswählbarer Auslesegradientenfunktionen g(t) gespeichert sind, wobei das Verfahren den weiteren Schritt umfasst – Auswählen eines zweidimensionalen Arrays von Filterkoeffizienten C(n, m), das mit einem gewünschten Bildabbildungsbereich und einer Bildauflösung übereinstimmt, aus der Vielzahl gespeicherter zweidimensionaler Arrays von Filterkoeffizienten, die der ausgewählten Auslesegradientenfunktion g(t) entsprechen.