DE19715113A1 - Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen - Google Patents

Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen

Info

Publication number
DE19715113A1
DE19715113A1 DE19715113A DE19715113A DE19715113A1 DE 19715113 A1 DE19715113 A1 DE 19715113A1 DE 19715113 A DE19715113 A DE 19715113A DE 19715113 A DE19715113 A DE 19715113A DE 19715113 A1 DE19715113 A1 DE 19715113A1
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
echo
echoes
pulse
interpolation
phase
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
DE19715113A
Other languages
English (en)
Other versions
DE19715113C2 (de
Inventor
Oliver Dr Heid
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Siemens AG
Original Assignee
Siemens AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Siemens AG filed Critical Siemens AG
Priority to DE19715113A priority Critical patent/DE19715113C2/de
Priority to US09/056,755 priority patent/US6043651A/en
Publication of DE19715113A1 publication Critical patent/DE19715113A1/de
Application granted granted Critical
Publication of DE19715113C2 publication Critical patent/DE19715113C2/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56554Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by acquiring plural, differently encoded echo signals after one RF excitation, e.g. correction for readout gradients of alternating polarity in EPI

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

Beim sogenannten Echo Planar Imaging (EPI)-Verfahren werden in der Auslesephase durch fortlaufenden Wechsel der Polarität eines Auslesegradienten Kernresonanzsignale als Gradienten­ echos in schneller Folge erzeugt. Aufgrund der wechselnden Polarität des Auslesegradienten müssen die aus den Kernreso­ nanzsignalen gewonnenen Abtastwerte in eine Rohdatenmatrix derart einsortiert werden, daß die Einsortierrichtung von Zeile zu Zeile der Rohdatenmatrix wechselt. Wenn sich hierbei von Zeile zu Zeile auch nur geringfügige Abweichungen erge­ ben, führt dies zu sogenannten N/2-Geistern, d. h. bei einer Bildmatrix von N×N-Punkten wird das eigentliche Bild um N/2 verschoben in positiver und negativer Richtung bezüglich der Bildmatrixmitte nochmals abgebildet, und zwar im allgemeinen mit verschiedener Intensität.
Um dieses Problem zu lösen, sind mehrere Verfahren bekannt. In der US-Patentschrift 5 138 259 ist ein Verfahren beschrie­ ben, bei dem vor der eigentlichen Messung ein Justierscan durchgeführt wird. Dieser Justierscan unterscheidet sich von der Messung nur dadurch, daß er ohne Phasencodierung durchge­ führt wird. Es wird jedoch eine vollständige Korrekturdaten­ matrix gewonnen, aus der verschiedene Unvollkommenheiten des Meßsystems bestimmt und Korrekturdaten für die eigentliche Messung berechnet werden können. Mit diesen Verfahren wird allerdings die gesamte Meßzeit deutlich verlängert.
Aus den US-Patentschriften 4 644 279 und 4 970 457 ist es be­ kannt, vor der eigentlichen Messung ein Kernresonanzsignal zu gewinnen, bei dem mindestens einer der Magnetfeldgradienten ausgeschaltet ist und dieses Kernresonanzsignal zur Bestim­ mung des Grundmagnetfeldes heranzuziehen. Damit können Bild­ störungen, die durch Änderungen des Grundmagnetfeldes hervor­ gerufen werden, beseitigt werden.
Weiterhin ist es aus den Proceedings of the Society of Magne­ tic Resonance in Medicine, Vol. 3, 12th Annual Scientific Mee­ ting, 14.-20. August, 1993, Seite 1239 bekannt, in der Mitte des k-Raums einen Phasencodierpuls wegzulassen. Damit erhält man zwei in unterschiedlicher Richtung des k-Raums gewonnene Zeilen, die als Referenzwerte verwendet werden. Nach einer Fouriertransformation werden aus den Referenzzeilen in einem zweistufigen Verfahren relative Zeitverschiebungen bestimmt. Aufgrund der so gewonnenen Korrekturdaten werden die Bildda­ ten korrigiert. Das Verfahren zur Gewinnung der Korrek­ turdaten ist jedoch recht aufwendig und durch das Weglassen eines Phasencodierschritts entsteht eine Diskontinuität bei der Datenerfassung, die sich negativ auf die Bildqualität auswirken kann.
Aus IEEE Transactions on Medical Imaging, Vol. MI-6, No. 1, March 1987, S. 32-36, ist eine Phasenkorrekturmethode be­ kannt, die aber nicht auf das eingangs erläuterte Problem beim EPI-Verfahren bezogen ist. Dabei werden Phasenfehler er­ ster Ordnung durch Autokorrelation der komplexen Phasenver­ zerrungen der Bilddaten abgeschätzt, während ein Korrektur­ faktor nullter Ordnung aus dem Histogramm der Phasenvertei­ lung des bezüglich der ersten Ordnung korrigierten Bildes ge­ wonnen wird.
Aus der US Patentschrift 5 581 184 ist eine Pulssequenz be­ kannt, bei der Kernresonanzsignale unter Auslesegradienten mit alternierenden Vorzeichen gewonnen werden. Dabei wird un­ ter einem positiven und einem negativen Teilpuls des Auslese­ gradienten jeweils ein Navigatorecho (S1⁺, S2⁻) ohne Phasenco­ dierung gemessen. Auf der der Basis dieser beiden Naviga­ torechos werden dann Korrekturdaten erstellt. Es hat sich je­ doch gezeigt, daß dieses bekannte Verfahren nur zu unvollkom­ menen Korrekturdaten führt, d. h., daß N/2-Geister nicht voll­ ständig beseitigt werden.
Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren zur Phasenkorrek­ tur von Kernresonanzsignalen mit verbesserten Korrekturdaten auszugestalten.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Anspruchs 1. Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
Ein Ausführungsbeispiel wird nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 14 näher erläutert. Dabei zeigen:
Fig. 1 bis 5 eine bekannte Pulssequenz nach dem EPI-Verfah­ ren zur Erläuterung der Problemstellung,
Fig. 6 die bekannte Einsortierung von Meßdaten in eine Rohdatenmatrix beim EPI-Verfahren,
Fig. 7 die Abbildung von N/2-Geistern, wie sie beim Stand der Technik auftritt,
Fig. 8 die Gewinnung von Korrekturdaten als Ausfüh­ rungsbeispiel der Erfindung,
Fig. 9 bis 13 eine Pulssequenz mit Referenzechos als Ausfüh­ rungsbeispiel der Erfindung,
Fig. 14 ein Flußdiagramm als Ausführungsbeispiel der Erfindung.
Die Grundzüge des EPI-Verfahrens werden im folgenden anhand der Pulsdiagramme nach den Fig. 1 bis 5 beschrieben. Eine ge­ nauere Beschreibung des EPI-Verfahrens findet sich in der US-4,165,479.
Unter der Einwirkung eines Schichtselektionsgradienten GS wird ein Hochfrequenzpuls RF eingestrahlt, der aufgrund des Schichtselektionsgradienten GS nur eine ausgewählte Schicht des Untersuchungsobjektes anregt. Nach der Anregung werden Vorphasiergradienten GRV in Ausleserichtung und GPV in Pha­ sencodierrichtung eingeschaltet. Anschließend wird ein Ausle­ segradient GR mit Einzelpulsen alternierender Polarität ein­ geschaltet. Durch die alternierende Polarität wird das ent­ stehende Kernresonanzsignal jedesmal dephasiert und dann wie­ der rephasiert, so daß der in Fig. 5 dargestellte Signalver­ lauf S entsteht.
Während der Auslesephase wird ferner ein Phasencodiergradient GP in Form von Einzelimpulsen zwischen den einzelnen Signalen S eingeschaltet. Der Phasencodiergradient bewirkt eine Pha­ sencodierung, die durch die Einzelpulse schrittweise fortge­ schaltet wird. Die Auslesegradienten GR, die Phasencodiergra­ dienten GP und der Schichtselektionsgradient GS stehen senk­ recht aufeinander.
Die für die Bilderzeugung notwendige Information über die räumliche Herkunft der Signalbeiträge ist in Phasenfaktoren codiert. Zur Bildgewinnung werden die gewonnenen Kernreso­ nanzsignale S als komplexe Größen durch phasenempfindliche Demodulation gemessen. Die gewonnenen analogen Kernresonanz­ signale werden in einem Zeitraster abgetastet, die Abtastwer­ te werden digitalisiert und je Einzelpuls des Auslesegradien­ ten GR in eine Zeile einer in Fig. 6 dargestellten Rohdatenma­ trix M eingetragen. Unter jedem Einzelpuls des Auslesegra­ dienten GR werden N komplexe Werte ausgelesen. Diese werden in eine Zeile der Rohdatenmatrix M einsortiert. Dabei be­ zeichnet i einen Zeilenindex, j einen Spaltenindex. Nach je­ der Anregung folgen N Einzelpulse des Auslesegradienten GRO, so daß die Rohdatenmatrix M N Zeilen enthält. Insgesamt liegt eine N×N-Rohdatenmatrix vor. Diese Rohdatenmatrix stellt ei­ nen sogenannten k-Raum dar, wobei folgende Definitionen gel­ ten:
γ = gyromagnetisches Verhältnis
GR(t') = Momentanwert des Auslesegradienten GR
GP(t') = Momentanwert des Phasencodiergradienten GP.
Da die einzelnen Kernresonanzsignale unter alternierender Po­ larität des Auslösegradienten GR ausgelesen werden, müssen die Meßwerte ebenfalls alternierend mit steigenden j-(Spal­ tenindex-)-werten und in der nächsten Zeile mit fallenden j-Werten in die Rohdatenmatrix M eingefügt werden. In Fig. 6 ist die Richtung der Eintragung der abgetasteten und digitali­ sierten Kernresonanzsignale S1 und S2 eingezeichnet.
Aus der Rohdatenmatrix M oder - anders ausgedrückt - aus dem K-Raum kann man ein Bild gewinnen, indem man den Zusammenhang über eine zweidimensionale Fouriertransformation ausnutzt:
wobei in diesem Fall die Ortskoordinate x in Richtung des Auslesegradienten GR, die Ortskoordinate y in Richtung des Phasencodiergradienten GP liegt und ρ(x, y) die Kernspindichte am Ort x, y ist.
Wie bereits eingangs erwähnt, sind EPI-Bilder aufgrund der alternierenden Einsortierung der Meßdaten anfällig für N/2-Gei­ ster. Eine Ursache hierfür kann z. B. darin liegen, daß das Abtastraster nicht auf die Mitte der Auslesegradientenpulse GR justiert ist oder allgemeiner gesagt, daß das Gradienten­ raster und das Abtastraster für die Kernresonanzsignale ge­ geneinander verschoben sind. In Fig. 3 ist eine derartige Verschiebung des Gradientenrasters durch einen Pfeil ange­ deutet. In Fig. 6 ist schematisch die Position zweier Kern­ resonanzsignale S1 und S2 bei einer derartigen Verschiebung dargestellt. Durch die Verschiebung des Gradientenrasters in der in Fig. 3 dargestellten Richtung verschieben sich die Signalmaxima in jeder k-Raum-Zeile. Wegen der alternierenden Einsortierung der Meßwerte führt dies - wie in Fig. 6 darge­ stellt - dazu, daß beispielsweise die Kernresonanzsignale S1 und S2 in der Rohdatenmatrix M nicht mehr untereinander lie­ gen. Allgemein gesagt alternieren die Maxima-Positionen der Kernresonanzsignale von Zeile zu Zeile der Rohdatenmatrix M. Es sei bemerkt, daß bei Pulssequenzen mit nicht vorzeichen­ alternierenden Auslesegradienten die Kernresonanzsignal-Maxima in der Rohdatenmatrix M auch dann untereinander ste­ hen, wenn das Gradientenzeitraster gegenüber dem Abtastzeit­ raster verschoben ist. Dies rührt daher, daß in diesem Fall alle Abtastwerte von derselben Seite der Rohdatenmatrix be­ ginnend einsortiert werden.
Bei EPI-Sequenzen liegt die Abtastzeit für einen Abtastwert des Kernresonanzsignals typischerweise bei 0,5 bis 4 µs. Es hat sich herausgestellt, daß Zeitverschiebungen zwischen dem Gradientenzeitraster und dem Abtastzeitraster kleiner als 1/20 dieser Abtastzeit sein müssen, damit N/2-Geister ver­ mieden werden. Ansonsten führt eine Verschiebung zu N/2-Gei­ stern, wie sie beispielhaft in Fig. 7 dargestellt sind. Ein Objekt A wird dabei nach oben und unten jeweils um die halbe Zeilenzahl der gesamten Bildmatrix verschoben, so daß die Geister-Bilder A' und A'' entstehen. Wesentlich zum Auftreten dieses Problems kann die bei der Signalaufbereitung stets eingesetzte analoge Tiefpaßfilterung beitragen. Jedes Filter weist eine endliche Signalverzögerungszeit auf, die umso län­ ger ist, je steiler das Filter im Frequenzbereich ist. We­ sentlich dabei ist, daß das Eingangssignal als Folge des Kau­ salitätsprinzips in positiver Zeitrichtung verzerrt wird. Da­ mit tritt also eine Signalverschiebung mit den oben darge­ stellten Konsequenzen der N/2-Geister auf.
Die erläuterte Signalverschiebung führt nach der Fourier-Trans­ formation in Zeilenrichtung zu einem linearen Phasengang des Signals. Ferner kann auch noch ein konstanter Phasenfeh­ ler auftreten, beispielsweise bei einer Drift des Grundma­ gnetfelds. Ein derartiger Drift kann beispielsweise durch Wirbelströme verursacht werden. Insgesamt ergibt sich damit nach der Fourier-Transformation der Rohdatenmatrix in Zeilen­ richtung ein von der Spaltennummer i abhängiger Phasengang:
ϕ(i) = ϕ0 + i.Δϕ1.
In der bereits eingangs genannten US-Patentschrift 5 581 184 wurde ein Verfahren vorgeschlagen, mit dem sowohl der kon­ stante als auch der lineare Term des Phasengangs eliminiert wird.
Die Ermittlung von Korrekturdaten wird jedoch bei diesem be­ kannten Verfahren nur unvollkommen durchgeführt. Dies wird im Folgenden anhand der Fig. 8 demonstriert. Fig. 8 zeigt einen Pulszug des Auslesegradienten GR, der der eigentlichen Bild­ messung vorangestellt ist. Gemäß dem oben genannten Stand der Technik werden zwei Referenzechos in Form eines Kernresonanz­ signals S1⁺ unter einem positiven Teilpuls des Auslesegra­ dienten GR und eines Kernresonanzsignals S2⁻ unter einem ne­ gativen Teilpuls des Auslesegradienten GR gewonnen. Beide Re­ ferenzechos, also die Kernresonanzsignale S1⁺ und S2⁻, werden ohne Einwirken eines Phasencodiergradienten gewonnen.
In der vorgenannten Patentschrift wird nun davon ausgegangen, daß die Phasenunterschiede zwischen den beiden unter negati­ ven bzw. positiven Teilpulsen gewonnenen Kernresonanzsignalen die Phasenfehler repräsentieren, die letztlich zu den ein­ gangs erläuterten N/2-Geistern führen. Bei dieser Überlegung wurde jedoch folgender Effekt außer Acht gelassen:
Die beiden Referenzechos S1⁺ und S2⁻ besitzen unvermeidlich verschiedene Echozeiten, d. h. die Echozeit TE1 des Referen­ zechos S1⁺ ist kleiner als die Echozeit TE2 des Referenzechos S2⁻. Stimmt die lokale Spinpräzisionsfrequenz im Objekt um den Betrag Δω nicht mit der am MR-Gerät eingestellten Fre­ quenz überein, führt dies zu einer Phasendifferenz
Δϕ = Δω.ΔTE
zwischen den beiden Referenzechos, die von den an sich zu korrigierenden Phasendifferenzen anderen Ursprungs nicht zu unterscheiden sind. Der Anstieg der Phasen Δϕ aufgrund von Offresonanzeffekten ist in Fig. 8 gestrichelt eingezeichnet.
Wenn man beispielsweise fordert, daß der N/2-Geist eine rela­ tive Stärke von < 1 : 40 besitzen soll, d. h. Δϕ < arctan 1/40 = 3° ist, wobei ΔTE = 600 µsec und B0 = 1,5 Tesla, kommt man zu ei­ ner in der Praxis kaum erreichbaren Anforderung an die Feld­ homogenität von ± 0,2 ppm.
Der Offresonanzeffekt führt bei der EPI-Pulssequenz zu einer Verschiebung des Bildes in Phasencodierrichtung, er verur­ sacht jedoch keine N/2-Geister. Wenn man nun die Phasenent­ wicklung durch den Offresonanzeffekt, wie beim Stand der Technik bei der Bestimmung der Referenzechos des S1⁺ und S2⁻ mit einfließen läßt, so werden damit gerade wieder N/2-Gei­ ster eingeführt.
Entsprechend einem Ausführungsbeispiel der Erfindung nach Fig. 8 wird dies nun dadurch vermieden, daß man ein drittes Referenzecho S3⁺ mißt, das wie das erste Referenzecho S1⁺ un­ ter einem positiven Teilpuls des Auslegegradienten GR gemes­ sen wird. Durch geeignete Interpolation des ersten Referen­ zechos S1⁺ und des dritten Referenzechos S3⁺ kann man nun ein Interpolationsecho S2⁺ ermitteln, das einem unter einem posi­ tiven Teilimpuls gewonnenen Referenzecho S2⁺ zum Meßzeitpunkt des zweiten Referenzechos S2⁻ entspricht. Mit anderen Worten erhält man also zu einem einheitlichen Echozeitpunkt TE2 Refe­ renzechos sowohl für einen negativen als auch für einen posi­ tiven Teilpuls, wobei das Referenzecho S2⁻ für den negativen Teilpuls tatsächlich gemessen, das Referenzecho S2⁺ für einen fiktiven positiven Teilpuls zum Zeitpunkt TE2 als Interpola­ tionsecho rechnerisch ermittelt wird. Da beide Referenzechos (fiktiv) zum selben Echozeitpunkt TE2 anfallen, entfällt das Problem, daß die Messung durch Offresonanzeffekte verfälscht wird.
Unter der Annahme, daß der T2*-Relaxationseinfluß während der Messung der drei Navigatorechos zu vernachlässigen ist:
TE3 - TE2 = ΔTE23 << T2*
TE2 - TE1 = ΔTE12 << T2*
erhält man das gesuchte Interpolationsecho S2⁺ näherungsweise durch:
dabei sind TE1, TE2 und TE3 die Echozeitpunkte der Referenz­ echos S1⁺, S2⁻ bzw. S3⁺. Bei symmetrischem Gradienten-Zeitver­ lauf vereinfacht sich diese Interpolation zum komplexen ar­ rithmetischen Mittel:
Eine komplette EPI-Pulssequenz mit vorangestellter Korrektur­ messung ist in den Fig. 9 bis 13 dargestellt. Dabei werden in einer Zeitspanne TN vor der eigentlichen Messung die Refe­ renzechos S1⁺, S2⁻ und S3⁺ entsprechend Fig. 8 ermittelt. Für die nachfolgende Korrektur werden jedoch nun nicht die Refe­ renzechos S1⁺ und S2⁻, sondern das Referenzecho S2⁻ und das durch Interpolation ermittelte Referenzecho S2⁺ verwendet.
Die weitere Korrektur läuft wie in der oben genannten Patent­ schrift 5 581 184 beschrieben ab, d. h. die Referenzechos S2⁺, S2⁻ werden, wie alle Kernresonanzsignale, mit einem pha­ senempfindlichen Demodulator demoduliert und als komplexe Größen abgetastet und digitalisiert. Hierbei erhält man je­ doch keine vollständige Matrix, da keine Phasencodierschritte durchgeführt wurden, sondern jeweils nur eine Daten-Zeile für die Referenzechos S2⁺ und S2⁻. Nach einer Fourier-Transforma­ tion wäre bei exakter Zentrierung der Referenzechos S2⁺, S2⁻ im Gradientenraster das Ergebnis jeweils rein reell, d. h., es läge kein Phasengang vor. Eine mangelnde Zentrierung führt jedoch zu einem linearen Phasengang, der aufgrund folgender Autokorrelationsfunktionen ermittelt werden kann:
Dabei sind S2j⁺, S2j⁻ jeweils die einzelnen fouriertransfor­ mierten komplexen Abtastwerte, der Stern (*) stellt die kon­ jugiert komplexe Größe dar, R⁺ bzw. R⁻ den in diesem Zusam­ menhang nicht interessierenden Betrag der Funktion und Δϕ1⁺ den Phasengang im positiven Referenzecho S2⁺ und Δϕ1⁻ den Phasengang des negativen Referenzechos S2⁻. Damit erhält man also den linearen Phasengang des Signals, und zwar getrennt für Echos unter positiven und negativen Gradienten des Ausle­ segradienten GR. Es kann davon ausgegangen werden, daß dieser Phasengang für alle nachfolgenden, zur Bildgewinnung verwen­ deten Signale gleich ist und somit deren Phasengang korri­ giert werden kann.
Beim dargestellten Verfahren zur Bestimmung des Phasengangs erfolgt aufgrund der Summenbildung der Abtastwerte eine Mit­ telung über das Objekt, so daß man zuverlässige Werte erhält. Da nur aus dem Objektbereich Signal kommt, wird bei der Mit­ telung praktisch nur der relevante Objektbereich berücksich­ tigt.
Mit Hilfe der so gewonnenen Phasengänge für positive und ne­ gative Pulse des Auslesegradienten kann nun eine Korrektur der Bildsignale durchgeführt werden, wobei die Korrektur wie­ der an den in Zeilenrichtung fouriertransformierten Werten der Rohdatenmatrix vorgenommen wird. Diese Werte werden im folgenden mit Hij, die entsprechenden korrigierten Werte mit Hij, bezeichnet. Die korrigierten Werte Hij, müssen für Si­ gnale unter positiven und negativen Pulsen des Auslesegra­ dienten GR, also gerade und ungerade Zeilennummern i geson­ dert betrachtet werden:
Wie bereits erwähnt, gibt es nicht nur einen linearen Phasen­ fehler Δϕ1, sondern auch einen konstanten Phasenfehler ϕ0. Auch dieser konstante Phasenfehler ϕ0 kann aus den Referenz­ echos S2⁺, S2⁻ ermittelt werden. Dazu wird zunächst der li­ neare Phasengang der Referenzechos selbst mit Hilfe der be­ reits gewonnenen Werte Δϕ1⁺, Δϕ1⁻ korrigiert, wobei die kor­ rigierten, in Zeilenrichtung fouriertransformierten Werte mit S2j⁺' bzw. S2j⁻' bezeichnet werden:
Aus den obengenannten Werten für S2⁺'j, S2⁻'j kann nun mit folgender Kreuzkorrelation die Phasendifferenz ϕ0 zwischen den beiden Echos, und zwar Pixel für Pixel der Matrix berech­ net werden.
Mit dem so gewonnen, ebenfalls über das Objekt gemittelten Wert der konstanten Phasenverschiebung ϕ0 können nun wiederum die in Zeilenrichtung fouriertransformierten Bildsignale kor­ rigiert werden, wobei hier nur eine Korrektur der ungeraden Echos erforderlich ist:
Hij'' = Hij'.e i = 1(2) N-1
In Fig. 14 ist der gesamte Korrekturvorgang nochmals anhand eines Flußdiagrammes dargestellt. Zunächst werden Referenz­ echos und Bildechos (Bildsignale) gewonnen. Sowohl für die Referenzechos als auch für die Bildechos erfolgt eine Fou­ rier-Transformation in Zeilenrichtung. Dann wird mit Hilfe einer Autokorrelationsfunktion für beide Referenzechos je­ weils ein linearer Phasengang bestimmt, mit dessen Hilfe die in Zeilenrichtung fouriertransformierten Bildechos korrigiert werden. Ferner werden mit dem ermittelten Wert des linearen Phasengangs auch die Referenzechos selbst korrigiert. Durch Kreuzkorrelation der korrigierten Referenzechos erhält man eine Korrekturgröße ϕ0 für den konstanten Phasengang. Eine entsprechende Korrektur wird auf die Bilddaten angewandt. Ein Bild erhält man schließlich durch Fourier-Transformation der korrigierten Matrix in Spaltenrichtung.
Mit dem obengenannten Verfahren kann man eine Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen in EPI-Sequenzen sowohl bezüglich eines konstanten als auch bezüglich eines linearen Terms mit geringem Aufwand, insbesondere geringem Zeit- und Rechenauf­ wand, durchführen. Aufgrund der Mittelung der für die Korrek­ tur herangezogenen Meßwerte funktioniert die Korrektur zuver­ lässig und genau. Aus den erläuterten Gründen werden die auf­ grund der Referenzechos gewonnenen Korrekturdaten nicht durch Offresonanz-Effekte verfälscht.

Claims (3)

1. Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen, wobei Bild-Echos unter Auslesegradienten wechselnden Vorzei­ chens gewonnen und zeilenweise in eine Rohdatenmatrix (R) eingetragen werden, mit folgenden Schritten:
  • - unter mindestens einem Puls erster Polarität des Auslese­ gradienten (GR) wird mindestens ein Referenzecho (S⁺) er­ ster Art unter mindestens zwei Pulsen zweiter Polarität des Auslesgradienten (GR) werden mindestens zwei Referenzechos (S⁻) zweiter Art gewonnen, wobei die Referenzechos (S⁺, S⁻) dieselbe Phasencodierung aufweisen,
  • - aus mindestens zwei Referenzechos (S1⁺, S3⁺) der zweiten Art wird durch Interpolation mindestens ein Interpolati­ onsecho (S2⁺) für den Abtastzeitpunkt mindestens eines Refe­ renzechos (S2⁻) der ersten Art ermittelt,
  • - aus einem Vergleich zwischen Interpolationsechos (S2⁺) und zeitlich zugeordneten Referenzechos (S2⁻) der ersten Art wird ein Korrekturdatensatz ermittelt,
  • - aufgrund des Korrekturdatensatzes werden die Bildechos kor­ rigiert.
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei bei einem Auslesegradien­ ten mit Pulsen alternierender Polarität ein Interpolationsecho (S2⁺) durch Interpolation von Referenzechos (S1⁺, S3⁺) unter dem ersten und dem dritten Puls, und ein Referenzecho (S2⁻) unter dem zweiten Puls des Auslesegradienten gewonnen wird.
3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei das Interpolationsecho nach folgender Formel ermittelt wird:
wobei gilt:
S1⁺ = Referenzecho unter dem ersten Puls
S2⁻ = Referenzecho unter dem zweiten Puls
S3⁺ = Referenzecho unter dem dritten Puls
S2⁺ = Interpolationsecho
TE1, TE2, TE3 = Echozeiten der Referenzechos unter dem ersten, zweiten bzw. dritten Puls.
DE19715113A 1997-04-11 1997-04-11 Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen Expired - Fee Related DE19715113C2 (de)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE19715113A DE19715113C2 (de) 1997-04-11 1997-04-11 Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen
US09/056,755 US6043651A (en) 1997-04-11 1998-04-08 Method for the phase correction of nuclear magnetic resonance signals

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE19715113A DE19715113C2 (de) 1997-04-11 1997-04-11 Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DE19715113A1 true DE19715113A1 (de) 1998-10-22
DE19715113C2 DE19715113C2 (de) 1999-01-28

Family

ID=7826202

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE19715113A Expired - Fee Related DE19715113C2 (de) 1997-04-11 1997-04-11 Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen

Country Status (2)

Country Link
US (1) US6043651A (de)
DE (1) DE19715113C2 (de)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE10044424A1 (de) * 2000-09-08 2002-04-04 Siemens Ag Kernspintomographiegerät zur Gewinnung von NMR-Navigatorechos mit geringer Störung der Längsmagnetisierung
DE102020212173A1 (de) 2020-09-28 2022-03-31 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Erfassung von Referenzdaten für eine Phasenkorrektur in der Magnetresonanztechnik

Families Citing this family (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6400153B1 (en) 1999-04-06 2002-06-04 Siemens Aktiengesellschaft Method for reconstructing an image of a subject from image data obtained by magnetic resonance
JP3365983B2 (ja) * 1999-09-28 2003-01-14 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 Mri装置
US6424153B1 (en) * 1999-11-23 2002-07-23 Koninklijke Philips Electronics, N.V. On-the-fly removal of data inconsistency with k-space oversampling and demodulation in MRI acquisitions
US6556009B2 (en) 2000-12-11 2003-04-29 The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services Accelerated magnetic resonance imaging using a parallel spatial filter
US6771067B2 (en) 2001-04-03 2004-08-03 The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services Ghost artifact cancellation using phased array processing
JP3878429B2 (ja) * 2001-04-05 2007-02-07 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Mri装置
US7283859B2 (en) * 2001-04-20 2007-10-16 Brigham And Womens' Hospital, Inc. Artifact suppression in dynamic magnetic resonance imaging
US6836113B2 (en) * 2003-01-22 2004-12-28 Toshiba America Mri, Inc. Measurement and correction of gradient-induced cross-term magnetic fields in an EPI sequence
JP4012190B2 (ja) * 2004-10-26 2007-11-21 Tdk株式会社 密閉容器の蓋開閉システム及び開閉方法
DE102010012948B4 (de) 2010-03-26 2012-04-26 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zum Ermitteln von Phasenkorrekturparametern und Magnetresonanzvorrichtung
JP5917077B2 (ja) * 2011-10-13 2016-05-11 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
CN103054580B (zh) * 2011-10-21 2015-07-01 上海联影医疗科技有限公司 一种无造影剂血管快速成像方法
DE102012208425B4 (de) 2012-05-21 2013-12-12 Siemens Aktiengesellschaft Kontinuierliches Korrigieren von Phasenfehlern einer multidimensionalen, ortsselektiven Magnetresonanz-Messsequenz
US10162037B2 (en) * 2015-09-29 2018-12-25 Siemens Healthcare Gmbh Navigator-based data correction for simultaneous multislice MR imaging
DE102016200603B4 (de) 2016-01-19 2018-02-01 Siemens Healthcare Gmbh Mehrschicht gradientenecho magnetresonanz-bildgebung
US11009577B2 (en) 2018-06-01 2021-05-18 Regents Of The University Of Minnesota System and method for Nyquist ghost correction in medical imaging
EP3627172B1 (de) 2018-09-18 2022-02-09 Siemens Healthcare GmbH Verfahren und gerät für das mrt-schicht-multiplexing
DE102018216774A1 (de) 2018-09-28 2020-04-02 Siemens Healthcare Gmbh Korrekturverfahren für Schicht-Multiplexing-EPI-Verfahren
US11002815B2 (en) 2019-03-21 2021-05-11 University Of Cincinnati System and method for reducing artifacts in echo planar magnetic resonance imaging
DE102020209913A1 (de) 2020-08-05 2021-07-22 Siemens Healthcare Gmbh Computerimplementiertes Verfahren zur Korrektur von phasenbasierten Artefakten in der Magnetresonanz, Korrektursystem, Computerprogramm und elektronisch lesbarer Datenträger
DE102022202094A1 (de) 2022-03-01 2023-09-07 Siemens Healthcare Gmbh Bildrekonstruktion aus Magnetresonanzmessdaten mit einer trainierten Funktion
DE102022207892B4 (de) 2022-07-29 2024-03-07 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur schichtspezifischen Korrektur von mittels einer echo-planaren simultanen-Mehrschicht-Technik simultan für mindestens zwei Schichten aufgenommenen Messdaten
DE102022207891A1 (de) 2022-07-29 2024-02-01 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur schichtspezifischen Korrektur von mittels einer echo-planaren simultanen-Mehrschicht-Technik simultan für mindestens zwei Schichten aufgenommenen Messdaten
EP4394426A1 (de) 2022-12-30 2024-07-03 Siemens Healthineers AG Verfahren und vorrichtung zur ansteuerung eines magnetresonanzbildgebungssystems im rahmen einer echoplanar-bildgebung

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4165479A (en) * 1976-12-15 1979-08-21 National Research Development Corporation Nuclear magnetic resonance apparatus and methods
US4644279A (en) * 1984-04-20 1987-02-17 Yokogawa Hokushin Electric Corporation Diagnostic apparatus employing nuclear magnetic resonance
US4970457A (en) * 1989-04-05 1990-11-13 The Regents Of The University Of California MRI compensated for spurious rapid variations in static magnetic field during a single MRI sequence
US5138259A (en) * 1990-02-22 1992-08-11 Siemens Aktiengesellschaft Method for suppressing image artifacts in a magnetic resonance imaging apparatus
DE4445782C1 (de) * 1994-12-21 1996-07-25 Siemens Ag Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen

Family Cites Families (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5869965A (en) * 1997-02-07 1999-02-09 General Electric Company Correction of artifacts caused by Maxwell terms in MR echo-planar images

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4165479A (en) * 1976-12-15 1979-08-21 National Research Development Corporation Nuclear magnetic resonance apparatus and methods
US4644279A (en) * 1984-04-20 1987-02-17 Yokogawa Hokushin Electric Corporation Diagnostic apparatus employing nuclear magnetic resonance
US4970457A (en) * 1989-04-05 1990-11-13 The Regents Of The University Of California MRI compensated for spurious rapid variations in static magnetic field during a single MRI sequence
US5138259A (en) * 1990-02-22 1992-08-11 Siemens Aktiengesellschaft Method for suppressing image artifacts in a magnetic resonance imaging apparatus
DE4445782C1 (de) * 1994-12-21 1996-07-25 Siemens Ag Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen
US5581184A (en) * 1994-12-21 1996-12-03 Siemens Aktiengesellschaft Method for phase correction of nuclear magnetic resonance signals

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
IEEE Trans.Med.Imag., Vol. MI-6, No. 1, März 1987,S. 32-36 *
Proc.Soc.Magn.Reson.Med. 3, 12th Annual Meeting, 14.-20. Aug. 1993, S. 1239 *

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE10044424A1 (de) * 2000-09-08 2002-04-04 Siemens Ag Kernspintomographiegerät zur Gewinnung von NMR-Navigatorechos mit geringer Störung der Längsmagnetisierung
DE10044424C2 (de) * 2000-09-08 2002-12-05 Siemens Ag Verfahren zum Betreiben eines Kernspintomographiegerätes, wobei ein ortsaufgelöster Navigatorstab zur Positionsüberwachung eines zu untersuchenden Objektes gewonnen wird
DE102020212173A1 (de) 2020-09-28 2022-03-31 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Erfassung von Referenzdaten für eine Phasenkorrektur in der Magnetresonanztechnik
US11698431B2 (en) 2020-09-28 2023-07-11 Siemens Healthcare Gmbh Method for acquiring reference data for a phase correction in magnetic resonance technology

Also Published As

Publication number Publication date
US6043651A (en) 2000-03-28
DE19715113C2 (de) 1999-01-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE19715113C2 (de) Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen
DE4445782C1 (de) Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen
DE69630625T2 (de) Gerät zur Bilderzeugung mit magnetischer Resonanz
DE19701356B4 (de) Verringerung von Nyquist-Geisterbild-Artefakten bei schräger Echo-planarer Abbildung
DE102011082010B4 (de) Rephasierung von Spinsystemen in einer ersten und zweiten Schicht in Schicht-Multiplexing-Messsequenzen zur Magnetresonanzbildgebung
DE4005675C2 (de) Verfahren zur Unterdrückung von Artefakten bei der Bilderzeugung mittels kernmagnetischer Resonanz
DE19524184B4 (de) Pulssequenz zur schnellen Bildgebung in der Kernspintomographie
DE69933911T2 (de) Phasenempfindliches Inversions-Rückstellungsverfahren der Magnetresonanzbildgebung
DE19511919A1 (de) Mittelung von identisch phasencodierten MR-Signalen zur Verringerung der Bildverschlechterung aufgrund der Spin-Spin-Relaxation
DE4427496C2 (de) Verfahren zum Betrieb eines Kernspintomographiegerätes zur Gewinnung mindestens zweier unterschiedlich gewichteter Bilder
DE4415393B4 (de) Verfahren zur Erzeugung von Bildern in einem Kernspintomographiegerät mit einer Spinecho-Pulssequenz
DE3728797C2 (de)
EP0709690B1 (de) MR-Verfahren und Anordnung zur Durchführung desselben
EP0158965B1 (de) Verfahren zum Anregen einer Probe für die NMR-Tomographie
EP0576712A1 (de) Pulssequenz zur schnellen Bildgebung in der Kernspintomographie
DE19616387C2 (de) Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät zur Untersuchung von Gewebe mit verschiedenen T2-Zeiten, sowie Kernspintomographiegerät
DE10063676B4 (de) Multiecho-Bildgebungsverfahren
DE19616403C2 (de) Verfahren zur Ermittlung des zeitlichen Verlaufs des Grundfelds eines Kernspintomographiegerätes unter geschalteten Gradienten
DE69027879T2 (de) Multi-Echo-NMR-Abbildungsverfahren
DE4423806C1 (de) Verfahren zur MR-Bildgewinnung mit einer Folge von Einzelmessungen
DE19511794A1 (de) Verfahren zur Gewinnung von Bilddaten in einem Kernspintomographiegerät und Kernspintomographiegerät zur Durchführung des Verfahrens
DE4327321C1 (de) Pulssequenz für Kernspintomographiegeräte
DE69127565T2 (de) Verfahren und Apparat zur Bilderzeugung von Blutgefässen mittels magnetischer Resonanz
DE3636251A1 (de) Magnetresonanzanordnung mit reduzierten artefakten
DE3414635C2 (de)

Legal Events

Date Code Title Description
OP8 Request for examination as to paragraph 44 patent law
D2 Grant after examination
8364 No opposition during term of opposition
8339 Ceased/non-payment of the annual fee