DE19801492A1 - Korrektur von Artefakten, die durch Maxwellterme bei einer Phasenkontrastangiographie verursacht werden - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft kernmagnetische Resonanzabbildungsver­ fahren und Systeme. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf die Korrektur von Bildartefakten, die durch Maxwellterme verursacht werden, die durch Gradientenfelder bei Magnetreso­ nanzabbildungssystemen (MRI-Systemen) erzeugt werden.

Wenn eine Substanz wie menschliches Gewebe einem gleichmäßi­ gen Magnetfeld (Polarisationsfeld B₀) ausgesetzt wird, rich­ ten sich manche der einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe mit diesem Polarisationsfeld aus. Die Spins präzedieren auch um das Polarisationsfeld mit ihrer charakte­ ristischen Larmorfrequenz. Wird die Substanz oder das Gewebe einem Magnetfeld (Anregungsfeld B₁) ausgesetzt, das sich in der x-y-Ebene befindet und nahe der Larmorfrequenz ist, kann das Netto-ausgerichtete Moment M_z gedreht oder in die x-y- Ebene gekippt werden, um ein Netto-transversales magnetisches Moment Mt zu erzeugen. Durch die angeregten Spins wird ein Signal emittiert, und nachdem das Anregungssignal B₁ aufge­ hört hat, kann dieses Signal empfangen und zur Ausbildung ei­ nes Bildes verarbeitet werden.

Bei der Anregung und beim Empfang dieser Signale zur Erzeu­ gung von Bildern werden Magnetfeldgradienten (G_x, G_y und G_z) verwendet. Typischerweise wird das abzubildende Gebiet durch eine Folge von Meßzyklen abgetastet, bei denen sich diese Gradienten gemäß dem verwendeten bestimmten Lokalisierungs­ verfahren ändern. Die resultierende Gruppe von empfangenen kernmagnetischen Resonanzsignalen (NMR-Signalen) wird digi­ talisiert und zur Rekonstruktion des Bildes unter Verwendung einer vieler bekannter Rekonstruktionsverfahren verarbeitet.

Es ist bekannt, daß Unvollkommenheiten bei den linearen Ma­ gnetfeldgradienten (G_x, G_y, G_z) Artefakte in den rekonstruier­ ten Bildern erzeugen. Beispielsweise ist es ein bekanntes Problem, daß durch Gradientenimpulse erzeugte Wirbelströme die Magnetfelder stören und Bildartefakte erzeugen. Verfahren zur Kompensation derartiger Wirbelstromfehler sind auch be­ kannt, und beispielsweise in den US-Patentschriften 4 698 591, 4 950 994 und 5 226 418 offenbart.

Es ist auch bekannt, daß die Gradienten über das gesamte Ab­ bildungsvolumen nicht perfekt gleichmäßig sein können, was zu einer Bildverzerrung führen kann. Verfahren zur Kompensation dieser Ungleichmäßigkeit sind bekannt und beispielsweise in der US-Patentschrift 4 591 789 beschrieben.

Abgesehen von unkompensierten Wirbelstromfehlern und Gradien­ tenungleichmäßigkeitsfehlern, die der Korrektur entkommen, kann angenommen werden, daß die Magnetfeldgradienten (G_x, G_y, G_z) lineare Magnetfelder, genau wie es programmiert ist, er­ zeugen, und somit die NMR-Daten exakt örtlich bzw. räumlich kodiert werden. Mit diesen Gradienten ist das gesamte stati­ sche Magnetfeld am Ort (x, y, z) herkömmlicherweise zu B₀+G_xx+G_yy+G_zz gegeben, und die Richtung des Feldes ist übli­ cherweise entlang der z-Achse. Diese Beschreibung ist aller­ dings nicht ganz richtig. Solange ein linearer Magnetfeldgra­ dient angelegt wird, wird das gesamte Magnetfeld weg von der z-Achse geschwenkt und seine Amplitude zeigt Ortsabhängigkei­ ten höherer Ordnung (x², y², z², z³, . . .). Diese Phänomene sind eine direkte Folge der Maxwellgleichungen, die fordern, daß das gesamte Magnetfeld bzw. Gesamtmagnetfeld den folgen­ den zwei Bedingungen genügt .=0 und x=. (die letzte Gleichung, die die Rotation (Rot) von beinhaltet, ist in Gebieten gültig, in denen keine reine oder Verschie­ bungsstromdichte vorhanden ist, die näherungsweise innerhalb des abgebildeten Gegenstands rein ist.) Die Magnetfelder hö­ herer Ordnung, die als Maxwellterme (oder Maxwellfelder) be­ zeichnet werden, stellen einen grundlegenden physikalischen Effekt dar und sind nicht mit Wirbelströmen oder Unvollkom­ menheiten in der Hardwareentwicklung und Herstellung verbun­ den. Obwohl Maxwellterme zumindest seit einem Jahrzehnt be­ kannt sind, wurde ihre Auswirkung auf die Abbildung aufgrund ihrer geringen Folgen unter herkömmlichen Abbildungsbedingun­ gen weitgehend ignoriert.

Phasenkontrast-Magnetresonanz-Angiogramme stellen Blutgefäße durch die Abbildung von fließendem Blut dar. Die Erfassung des fließenden Blutes stützt sich auf die Tatsache, daß ein durch Spins erzeugtes NMR-Signal, die durch einen Magnetfeld­ gradienten fließen, eine Phasenverschiebung erfährt, die pro­ portional zu der Geschwindigkeit ist. Für einen Fluß, der ei­ ne annähernd konstante Geschwindigkeit während des Meßzyklus aufweist, ist die Änderung der Phase des NMR-Signals wie folgt gegeben:

Φ=γMv

wobei M das erste Moment des Magnetfeldgradienten, γ das gy­ romagnetische Verhältnis und v die Geschwindigkeit der Spins entlang der Richtung des Gradienten ist. Zur Beseitigung von Fehlern in dieser Messung aufgrund der durch andere Quellen erzeugten Phasenverschiebungen ist es allgemein üblich, die Messung zumindest zweimal mit unterschiedlichen Magnetfeld­ gradientenmomenten durchzuführen, wie es in der US-Patentschrift 4 609 872 beschrieben ist. Die Differenz in der Phase an einem Ort zwischen den zwei Messungen ergibt sich dann wie folgt:

ΔΦ=γΔAMv

Durch die Durchführung zweier vollständiger Abtastungen mit unterschiedlichen ersten Magnetfeldgradientenmomenten und durch Subtraktion der gemessenen Phasen in dem rekonstruier­ ten Bild wird eine Phasenabbildung erzeugt, die die Geschwin­ digkeit sich konstant bewegender Spins exakt mißt. Die Genau­ igkeit der Phasenabbildung und somit die Genauigkeit des An­ giogramms ist direkt mit den erzeugten Magnetfeldern verbun­ den. Es ist bekannt, daß Phasenfehler, die durch Ortsgradien­ ten höherer Ordnung erzeugt werden, die sich notwendigerweise ergeben, wenn lineare Magnetfeldgradienten verwendet werden, signifikante Artefakte in Phasenkontrastangiogrammen erzeugen können.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, durch Ma­ xwellterme verursachte Artefakte in Phasenkontrastbildern zu beseitigen. Durch Berechnung von Phasenkorrekturen beruhend auf den angelegten Impulsfolgengradienten und durch Korrektur des rekonstruierten Phasenkontrastbildes damit werden Bildar­ tefakte ohne eine Erhöhung der Echozeit (TE) der Impulsfolge beseitigt. Wenn alternativ dazu eine längere Echozeit (TE) akzeptabel ist, kann die Impulsfolge zur Verringerung oder zur Beseitigung der Maxwellartefakte angepaßt werden.

Die Erfindung bezieht sich demnach auf die Rekonstruktion von Phasenkontrast-Magnetresonanzangiogrammen und insbesondere auf die Beseitigung oder Verringerung von Bildartefakten in derartigen Bildern, die durch Maxwellterme verursacht werden. Diese Aufgaben werden gemäß einem Ausführungsbeispiel dadurch gelöst, daß Korrekturkoeffizienten beruhend auf den Gradien­ tensignalverläufen berechnet werden, die in der Impulsfolge verwendet werden, und daß diese Koeffizienten zur Berechnung von Phasenkorrekturen in dem Angiogramm verwendet werden, das aus den mit der Impulsfolge erfaßten Daten rekonstruiert wird. Gemäß einem anderen Ausführungsbeispiel werden Maxwell­ terme durch Veränderung der Impulsfolge derart beseitigt, daß ein antisymmetrischer Bipolar-Bewegungs-Kodierungsgradient verwendet wird und dieser während eines Intervalls der Im­ pulsfolge angelegt wird, während dem keine anderen Gradienten angelegt werden.

Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispie­ len unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeichnung näher be­ schrieben. Es zeigen:

Fig. 1 ein Blockschaltbild eines Magnetresonanzabbildungssy­ stems, bei dem die Erfindung verwendet wird,

Fig. 2 ein Blockschaltbild der Sende-/Empfangseinrichtung, die einen Teil des Magnetresonanzabbildungssystems in Fig. 1 bildet,

Fig. 3 eine graphische Darstellung einer ersten bevorzugten Impuls folge, die in dem Magnetresonanzabbildungssystem in Fig. 1 zur Ausführung der Erfindung verwendet wird,

Fig. 4 eine graphische Darstellung eines ersten bipolaren Fluß-Kodierungsgradientenimpulses, der in der Impuls folge in Fig. 3 verwendet wird,

Fig. 5 eine graphische Darstellung eines zweiten bipolaren Fluß-Kodierungsgradientenimpulses, der in der Impuls folge in Fig. 3 verwendet wird,

Fig. 6 eine graphische Darstellung einer alternativen Impuls­ folge, die in dem Magnetresonanzabbildungssystem in Fig. 1 zur Ausführung der Erfindung verwendet wird, und

Fig. 7 ein Ablaufdiagramm des Verfahrens, das zur Erzeugung eines Bildes mittels Daten verwendet wird, die unter Verwen­ dung der Impulsfolge in Fig. 6 erfaßt werden.

Allgemeine Beschreibung der Erfindung

Die Maxwellterme sind im wesentlichen die Ortsgradienten hö­ herer Ordnung (zweiter Ordnung, dritter Ordnung, usw.), die durch die angelegten linearen Magnetfeldgradienten (x-, y- und z-Gradienten) erzeugt werden. Diese Terme können direkt aus den Maxwellgleichungen hergeleitet werden. Gemäß den Max­ wellgleichungen muß ein Magnetfeldfeld den folgenden zwei Bedingungen genügen:

wobei der Differentialoperator (∼∂/∂x+∂/∂y+∂/∂z), das elektrische Feld, die Stromdichte und µ₀ und ε₀ jeweils die magnetische Permeabilitätskonstante und die Dielektrizi­ tätskonstante des freien Raums sind. Ist keine Stromdichte vorhanden und ist das elektrische Feld statisch, reduziert sich Gleichung (1b) wie folgt:

×=. (1c)

Aus den Gleichungen (1a) und (1c) wird folgendes erhalten:

Die vorstehend angeführten vier Gleichungen (2) und (3a-c) enthalten im ganzen neun partielle Ableitungen, unter denen lediglich fünf unabhängig sind. Die nächste Aufgabe besteht in der Auswahl dieser fünf unabhängigen Variablen. Mit

(G_x, G_y und G_z sind lineare Gradien­ ten) können G_x, G_y und G_z leicht als die ersten drei unabhän­ gigen Variablen gewählt werden. Für ein radial symmetrisches G_z-Feld in Zylinderkoordinaten sollten ∂B_x/∂x und ∂B_y/∂y identisch sein. Allerdings wird zur Abdeckung eines allgemei­ neren Falls ein dimensionsloser Symmetrieparamter α als vier­ te unabhängige Variable gewählt:

Die letzte unabhängige Variable kann geeigneterweise (beruhend auf Gleichung (3a)) gewählt werden zu:

Jetzt können alle in den Gleichungen (2) und (3) beschriebe­ nen partiellen Ableitungen unter Verwendung der fünf abhängi­ gen Variablen G_x, G_y, G_z, α und g wie folgt ausgedrückt wer den:

Mit diesen Ausdrücken ergibt sich das gesamte Magnetfeld zu:

=B_x+B_y+B_z. (7)
wobei sich für die erste Ordnung folgendes ergibt:

Aus den vorstehend angeführten Gleichungen ergeben sich zwei wichtige Folgerungen. Zum einen ist das B₀-Feld nicht länger entlang der z-Achse aufgrund der transversalen Felder bzw. Querfelder B_x und B_y ausgerichtet. Zum zweiten ist die Ampli­ tude des B₀-Feldes nicht einfach durch B=B₀+G_xx+G_yy+G_zz gege­ ben, sondern durch

(B₀+G_xx+G_yy+G_zz stellt lediglich die z-Komponente des Ge­ samtfeldes dar). Werden drei sequentielle Taylorreihenent­ wicklungen bei Gleichung (9) jeweils bezüglich x, y und z durchgeführt, ist ersichtlich, daß das Magnetfeld nicht nur seine regulären Ortsabhängigkeiten nullter und erster Ordnung sondern auch Ortskomponenten höherer Ordnung aufweist. Das Ergebnis der Taylorentwicklung bis zur zweiten Ordnung ist durch Gleichung (10) gegeben:

(Die Taylorentwicklung muß bis zu einer ausreichend hohen Ordnung zum Erhalt des Ergebnisses in Gleichung (10) ausge­ führt werden. Beispielsweise hebt sich der Ausdruck (G_xX+G_yy+G_zZ)² durch einen gleichen und entgegengesetzten Term als der zweiten Ordnung heraus.) Bei den in den meisten MRI- Systemen verwendeten Gradientensystemen ist g=0 und α≈1/2 (aufgrund der Zylindersymmetrie), Unter diesen Bedingungen vereinfacht sich Gleichung 10 zu:

Hat das in Frage kommende MR-System keine Zylindersymmetrie, können statt dessen die geeigneten Werte von g und α in Glei­ chung (10) verwendet werden.

Die Gleichungen (10) und (11) zeigen, daß immer wenn ein li­ nearer Magnetfeldgradient angelegt wird, Gradientenfelder hö­ herer Ordnung zur Erfüllung der Maxwellgleichungen erzeugt werden. Diese Gradientenfelder höherer Ordnung werden als Ma­ xwellterme oder Maxwellfelder bezeichnet.

Unter Einbeziehung der Maxwellterme ergibt sich die NMR- Signalgleichung zu:

wobei B_M die Maxwellterme höherer Ordnung des Magnetfeldes und Φ_M den zugehörigen Phasenfehler darstellen, der als Ma­ xwellphase bezeichnet wird. Wie es in Gleichung (12) angedeu­ tet ist, hängt der Maxwellphasenfehler von Einzelheiten jeder Impulsfolge ab. In manchen Impulsfolgen kann der Phasenfehler null sein und somit keine Bildverschlechterung verursachen. In den meisten anderen Folgen wird ein Phasenfehler ungleich null erzeugt, der verschiedene Bildqualitätsprobleme, wie ei­ ne Schattierung, erzeugen kann, die insbesondere bei einer Phasenkontrast-Magnetresonanzangiographie von Bedeutung ist. Es ist offensichtlich, daß Gleichung (12a) leicht auf eine dreidimensionale Abbildung erweitert werden kann, falls dies erforderlich ist.

Ein Phasenkontrastbild kann durch Erfassung von zwei Phasen­ bildern Φ_fe1 (x,y,z) und Φ_fe2 (x,y,z) und durch deren Subtrakti­ on erzeugt werden:

ΔΦ_M(x,y,z)=Φ_fe1(x,y,z)-Φ_fe2(x,y,z), (13)

Bei dem ersten Phasenbild wird ein bipolarer Bewegungskodie­ rungsgradient mit einem ersten Moment M₁ verwendet, und das zweite Bild wird unter Verwendung eines bipolaren Bewegungs­ kodierungsgradienten mit einem ersten Moment M₂ erfaßt, wobei M₁=M₂=ΔM. In der Praxis wird die Phasendifferenzoperation durch die folgende mathematische Operation ausgeführt:

wobei Z_fe1 und Z_fe2 komplexe Bilder sind, die durch die komple­ xe Fouriertransformation jeweils der fe1- und fe2-Datensätze rekonstruiert werden, wobei * konjugiert komplex bezeichnet und "arg" die Phase einer komplexen Zahl darstellt, d. h. arg (z) tan^-1 (Im(z)/Re(z)).

Es gibt zwei Verfahren zur Reduzierung von Maxwellphasenfeh­ lern, die durch die Anwendung des Bewegungskodierungsgradien­ ten verursacht werden. Das erste Verfahren verwendet Modifi­ kationen bezüglich der Phasenkontrastabbildungsimpulsfolge zur Beseitigung der Erzeugung von Maxwellartefakten. Bei dem zweiten Verfahren werden die Koeffizienten einer Formel beru­ hend auf den Gradienten berechnet, die durch die Phasenkon­ trastabbildungsimpulsfolge erzeugt werden. Die Formel wird dann zur Korrektur der Phasenfehler verwendet, die in dem re­ konstruierten Phasendifferenzbild durch Maxwellfelder erzeugt werden.

Korrektur beruhend auf der Impulsfolgenentwicklung

Die Gleichungen (12c) und (13) zeigen, daß die durch die selbst quadrierten bzw. quadratischen Terme (beispielsweise G² _x, G² _y, G² _z) verursachten Phasenfehler beseitigt werden können, wenn die zur Erfassung der zwei subtrahierter Phasenbild­ datensätze verwendeten Bewegungskodierungsgradienten antisym­ metrisch sind. Derartige antisymmetrische Bewegungskodie­ rungsgradienten G_fe1 und G_fe2 sind in den Fig. 4 und 5 dar­ gestellt. Die antisymmetrische Eigenschaft bedeutet, daß G_fe1(t) = G_fe2(t). Die in den Fig. 4 und 5 dargestellten Bewegungskodierungsgradienten sind auch bipolar, d. h. jeder Signalverlauf besteht aus einer gleichen und einer entgegen­ gesetzten Gradientenkeule. Diese bipolaren Bewegungskodie­ rungsgradienten können entlang einer Achse x, y oder z ge­ richtet sein.

Gleichung (12c) zeigt auch, daß die gemischten Fehler (beispielsweise G_yG_z, G_xG_z) nicht erzeugt werden, wenn die bi­ polaren Bewegungskodierungsgradienten nicht gleichzeitig mit den anderen Abbildungsgradientenimpulsen erzeugt werden. Bei­ spielsweise kann eine in Fig. 3 gezeigte flußkompensierte Ab­ bildungsimpulsfolge mit Gradienten-rückgerufenem Echo derart eingestellt werden, daß der bipolare Bewegungskodierungsgra­ dient G_fe1 oder G_fe2 in die Impulsfolge eingefügt werden kann, wie es durch die gestrichelten Linien 20 gezeigt ist. Obwohl dadurch die gemischten Maxwellphasenfehler beseitigt werden, ist es erforderlich, daß die Zeitdauer TE der Impulsfolge we­ sentlich zur Ausgabe der Bewegungskodierungsgradienten allein erhöht wird.

Ist eine kleine Erhöhung von TE akzeptabel, kann ein anderes Verfahren zur Verringerung jedoch nicht zur Beseitigung der gemischten Fehler angewendet werden, das darin besteht, die Amplitude des bipolaren Bewegungskodierungsgradienten G_fe1 und G_fe2 zu verringern oder herabzusetzen. Der Gradient wird in der Breite erhöht, um das Zeitintervall zwischen der Beendi­ gung der rf-Anregung (Hochfrequenzanregung) und dem Beginn des Echosignalsauslesens auszufüllen, und seine Amplitude wird dementsprechend auf den Wert verringert, der zur Erzeu­ gung der gewünschten ersten Momente M₁ und M₂ erforderlich ist. Dies ist in Fig. 6 dargestellt, wobei der bipolare Fluß­ kodierungsgradient 25 zur Belegung des durch die gestrichel­ ten Linien 27 definierten Zeitintervalls ausgedehnt ist. Eine ausführliche Beschreibung, wie Flußkodierungsgradienten mit Abbildungsgradienten in einer Gradienten-Rückruf- Echoimpulsfolge zu kombinieren sind, ist von Bernstein, Shi­ makawa und Pelc in "Minimizing TE in Moment-Nulled or Flow- Encoded Two- and Three-Dimensional Gradient-Echo Imaging", JMRI 1992, 2: 583-588 gegeben. Mit einer derartigen Kombinati­ on mit den Bildgradienten wird der zusammengesetzte Signal­ verlauf wie vorstehend beschrieben gesenkt.

Auf eine rekonstruierte Phasenabbildung bezogene Korrektur

Dieses Verfahren korrigiert Maxwelltermphasenfehler nach dem Fouriertransformationsschritt des Rekonstruktionsvorgangs. Da die während der Impulsfolge erzeugten Gradienten bekannt sind, können die durch die Maxwellterme erzeugten Phasenfeh­ ler aus Gleichung (12b) berechnet werden. Die Phase an jedem Ort x,y,z in dem rekonstruierten Bild kann dann entsprechend folgender Formel korrigiert werden:

ΔΦ_M(x,y,z)=Az²+B(x²+y²)+Cxz+Dyz. (15)

Die Koeffizienten dieser Formel werden numerisch unter Ver­ wendung der folgenden Formeln und der ausgewählten Impulsfol­ ge berechnet:

Die Integrale in Gleichung (16) werden über ein Zeitintervall ausgewertet, das alle Gradientenkeulen beinhaltet, die sich mit dem Bewegungskodierungsgradienten ändern. Die G_fe1- und G_fe2-Beiträge von allen verbleibenden Zeitintervallen heben sich heraus. Normalerweise erstreckt sich das erforderliche Zeitintervall von dem Ende des Schnittauswahlgradienten zum Beginn des Auslesegradienten. Dieses Zeitintervall wird "tmaxwell" genannt. In der Impulsfolge in Fig. 6 entspricht tmaxwell beispielsweise dem durch die gestrichelte Linie 27 definierten Zeitintervall. Der berechnete Maxwellphasenfehler kann dann bezüglich dieser berechneten Koeffizienten und den physikalischen Ortskoordinaten wie in Gleichung (15) ange­ führt ausgedrückt werden.

Unter einigen Umständen können die Koeffizienten in Gleichung (16) analytisch berechnet werden. Beispielsweise ist leicht zu zeigen, daß eine trapezförmige Keule mit der Amplitude G₀, einer Flach-Oben-Dauer F und einer Rampendauer r einen einfa­ chen Ausdruck für ihr quadratisches Integral hat:

Somit weisen die Koeffizienten A und B einfache analytische Ausdrücke für trapezförmige Keulen auf. Unglücklicherweise haben die gemischten Koeffizienten C und D keine derartigen Ausdrücke und diese analytische Lösung ist nicht ausreichend, wenn gemischte Fehler korrigiert werden müssen.

Im allgemeinen werden die Integrale in Gleichung (16) unter Verwendung numerischer Methoden berechnet. Dies wird durch die Ausbildung von numerischen Arrays bewerkstelligt, die die G_x-, G_y- und G_z-Signalverläufe darstellen. Typischerweise rei­ chen 500 Punkte pro Achse zur Darstellung der Signalverläufe über tmaxwell aus. Die Integrale in Gleichung (16) werden dann mit diskreten Summen genähert.

Die Koeffizienten A, B, C und D werden vor der Durchführung der Abtastung berechnet. Ist die Abtastung beendet und sind die Daten zur Erzeugung von Z_fe1 und Z_fe2 Fourier­ transformiert, wird der Maxwellphasenfehler an jedem Ort x, y, z unter Verwendung von Gleichung (15) berechnet. Idealer­ weise wird dann die Phasenkorrektur bei dem Bildarray vor der Berechnung der Phase an jedem Bildelementort unter Verwendung der Arcustangens-Operation durchgeführt. Das korrigierte Pha­ sendifferenzbild wird somit entsprechend folgender Formel be­ rechnet:

Durch Korrektur der Phase vor der Arcustangens-Operation ar­ beitet das Verfahren selbst in Bereichen gut, in denen eine 360°-Phasenhülle auftritt.

Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels

In Fig. 1 sind die Hauptkomponenten eines bevorzugten Magne­ tresonanzabbildungssystems (MRI-Systems) gezeigt, das die Er­ findung beinhaltet. Die Arbeitsweise des Systems wird von ei­ ner Bedienkonsole 100 aus gesteuert, die eine Tastatur und ein Steuerpult 102 und eine Anzeigeeinrichtung 104 aufweist. Die Konsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit ei­ nem separaten Computersystem 107, das es einer Bedienungsper­ son ermöglicht, die Erzeugung und Anzeige von Bildern auf der Anzeigeeinrichtung bzw. dem Bildschirm 104 zu steuern. Das Computersystem 107 enthält eine Anzahl von Einrichtungen, die miteinander über eine Rückwandplatine kommunizieren. In die­ sen sind eine Bildverarbeitungseinrichtung 106, eine Zentral­ verarbeitungseinheit (CPU) 108 und eine Speichereinrichtung 113 enthalten, die in der Technik als Vollbildpuffer zur Speicherung von Bilddatenarrays bekannt ist. Das Computersy­ stem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111 und einem Band­ laufwerk 112 zur Speicherung von Bilddaten und Programmen verbunden und kommuniziert über eine serielle Hochgeschwin­ digkeitsverbindung 115 mit einer separaten Systemsteuerung 122.

Die Systemsteuerung 122 enthält einen Satz von miteinander über eine Rückwandplatine verbundenen Einrichtungen. In die­ sen sind eine Zentralverarbeitungseinheit (CPU) 119 und eine Impulserzeugungseinrichtung 121 enthalten, die mit der Be­ dienkonsole 100 über eine serielle Verbindung 125 verbunden ist. Über diese Verbindung 125 empfängt die Systemsteuerung 122 Befehle von dem Bediener, die die durchzuführende Ab­ tastfolge anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 be­ dient die Systemkomponenten zur Ausführung der gewünschten Abtastfolge. Es werden Daten erzeugt, die den Zeitpunkt, die Stärke und die Form der Hochfrequenzimpulse (RF-Impulse), die zu erzeugen sind, und den Zeitpunkt und eine Länge des Daten­ erfassungsfensters anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 ist mit einer Gruppe von Gradientenverstärkern 127 zur Anzeige des Zeitpunkts und der Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse verbunden. Die Impulserzeu­ gungseinrichtung 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungssteuereinrichtung 129, die Signale von einer Anzahl verschiedener Sensoren empfängt, die mit dem Patienten verbunden sind, wie EKG-Signale von Elektroden oder Atmungssignale von einer Lunge. Schließlich ist die Impulser­ zeugungseinrichtung 121 mit einer Abtastraumschnittstellen­ schaltung 133 verbunden, die Signale von verschiedenen Senso­ ren empfängt, die mit dem Zustand des Patienten und des Ma­ gnetsystems assoziiert sind. Über diese Abtastraumschnitt­ stellenschaltung 133 empfängt ein Patientenpositionierungssy­ stem 134 Befehle zur Bewegung des Patienten an die gewünschte Position für die Abtastung.

Die durch die Impulserzeugungseinrichtung 121 erzeugten Gra­ dientensignalverläufe werden an ein aus G_x-, G_y- und G_z­ Verstärkern bestehendes Verstärkersystem 127 angelegt. Jeder Gradientenverstärker erregt eine entsprechende Gradientenspu­ le in einer allgemein mit 139 bezeichneten Anordnung, um die Magnetfeldgradienten zu erzeugen, die zur Positionskodierung erfaßter Signale verwendet werden. Die Gradientenspulenanord­ nung 139 bildet einen Teil einer Magnetanordnung 141, die ei­ nen Polarisierungsmagneten 140 und eine Ganzkörperhochfre­ quenzspule (Ganzkörper-RF-Spule) 152 beinhaltet. Eine Sende/Empfangseinrichtung 150 in der Systemsteuerung 122 erzeugt Impulse, die durch einen Hochfrequenzverstärker (RF- Verstärker) 151 verstärkt und durch einen Sende/Empfangsschalter 154 mit der RF-Spule 152 verbunden werden. Die resultierenden durch die angeregten Kerne in dem Patien­ ten abgestrahlten Signale können durch die gleiche RF-Spule 152 erfaßt und über den Sende-/Empfangsschalter 154 mit einem Vorverstärker 153 verbunden werden. Die verstärkten kernma­ gnetischen Resonanzsignale (NMR-Signale) werden in dem Emp­ fangsabschnitt der Sende-/Empfangseinrichtung 150 demodu­ liert, gefiltert und digitalisiert. Der Sende/Empfangsschalter 154 wird durch ein Signal von der Impulser­ zeugungseinrichtung 121 zur elektrischen Verbindung des RF-Verstärkers 151 mit der Spule 152 während des Sendemodus und zur Verbindung des Vorverstärkers 153 während des Empfangsmo­ dus gesteuert. Der Sende-/Empfangsschalter (T/R-Schalter) 154 ermöglicht auch die Verwendung einer separaten RF-Spule (beispielsweise einer Kopfspule oder Oberflächenspule) entwe­ der in dem Sende- oder dem Empfangsmodus.

Die durch die RF-Spule 152 aufgenommenen NMR-Signale werden durch die Sende-/Empfangseinrichtung 150 digitalisiert und zu einer Speichereinrichtung 160 in der Systemsteuerung 122 übertragen. Ist die Abtastung beendet und wurde ein gesamtes Array von Daten in der Speichereinrichtung 160 erfaßt, arbei­ tet eine Arrayverarbeitungseinrichtung 161 zur Fouriertrans­ formation der Daten in ein Array aus Bilddaten. Diese Bildda­ ten werden über die serielle Verbindung 115 zu dem Computer­ system 107 übertragen, wo sie entsprechend der Lehre der Er­ findung korrigiert und in dem Plattenspeicher 111 gespeichert werden. Alternativ dazu können die Maxwellfehler unter Ver­ wendung der Arrayverarbeitungseinrichtung 161 korrigiert wer­ den. Im Ansprechen auf von der Bedienkonsole 100 empfangene Befehle können diese Bilddaten auf dem Bandlaufwerk 112 ar­ chiviert oder durch die Bildverarbeitungseinrichtung 106 wei­ ter verarbeitet und der Bedienkonsole 100 zugeführt und auf der Anzeigeeinrichtung 104 dargestellt werden.

Gemäß den Fig. 1 und 2 erzeugt die Sende/Empfangseinrichtung 150 das Hochfrequenzanregungsfeld (RF- Anregungsfeld) B1 über den Leistungsverstärker 151 an einer Spule 152A und empfängt das in einer Spule 152B induzierte resultierende Signal. Wie es vorstehend angeführt ist, können die Spulen 152A und B, wie in Fig. 2 gezeigt separat vorhan­ den sein, oder sie können eine einzelne Ganzkörperspule sein, wie es in Fig. 1 gezeigt ist. Die Basis- oder Trägerfrequenz des RF-Anregungsfeldes wird unter der Steuerung eines Fre­ quenzsynthetisierers 200 erzeugt, der einen Satz digitaler Signale (CF) von der CPU 119 und der Impulserzeugungseinrich­ tung 121 empfängt. Diese digitalen Signale zeigen die Fre­ quenz und Phase des an einem Ausgang 201 erzeugten Hochfre­ quenz-Trägersignals an. Der befohlene RF-Träger wird an einen Modulator und Aufwärtswandler 202 angelegt, wo seine Amplitu­ de im Ansprechen auf ein Signal R(t) moduliert wird, das auch von der Impulserzeugungseinrichtung 121 empfangen wird. Das Signal R(t) definiert die Umhüllung des RF-Anregungsimpulses, der zu erzeugen ist, und wird in der Einrichtung 121 durch aufeinanderfolgendes Auslesen einer Folge gespeicherter digi­ taler Werte erzeugt. Diese gespeicherten digitalen Werte kön­ nen wiederum von der Bedienkonsole 100 verändert werden, um jede erwünschte RF-Impuls-Umhüllende erzeugen zu können.

Die Größe des am Ausgang 205 erzeugten RF-Anregungsimpulses wird durch eine Anregungsdämpfungsschaltung 206 gedämpft, die einen digitalen Befehl TA von der Rückwandplatine 118 emp­ fängt. Die gedämpften RF-Anregungsimpulse werden an den Lei­ stungsverstärker 151 angelegt, der die RF-Spule 152A erregt. Eine ausführlichere Beschreibung dieses Abschnitts der Sende/Empfangseinrichtung 122 ist in der US-A-4 952 877 gegeben, die hierin als Referenz angeführt ist.

Weiterhin unter Bezugnahme auf die Fig. 1 und 2 wird das von dem Gegenstand erzeugte Signal durch die Empfängerspule 152B aufgenommen und über den Vorverstärker 153 an den Ein­ gang einer Empfängerdämpfungseinrichtung 207 angelegt. Die Empfängerdämpfungseinrichtung 207 verstärkt das Signal weiter um einen durch ein digitales Dämpfungssignal (RA) bestimmten Betrag, das von der Rückwandplatine 118 empfangen wird.

Das empfangene Signal befindet sich an oder um die Larmorfre­ quenz, und dieses Hochfrequenzsignal wird in einem Zweistu­ fenvorgang durch einen Abwärtswandler 208 abwärts gewandelt, der zuerst das NMR-Signal mit dem Trägersignal auf der Lei­ tung 201 und dann das sich ergebende Differenzsignal mit dem 2,5-MHz-Bezugssignal auf der Leitung 204 mischt. Das abwärts gewandelte NMR-Signal wird an den Eingang eines Analog- Digital-(A/D)Wandlers 209 angelegt, der das analoge Signal abtastet und digitalisiert und an eine digitale Erfassungs- und Signalverarbeitungseinrichtung 210 anlegt, die 16-Bit-In- Phase-(I)Werte und 16-Bit-Quadratur-(Q)Werte entsprechend dem empfangenen Signal erzeugt. Der resultierende Strom digitali­ sierter I- und Q-Werte des empfangenen Signals wird über die Rückwandplatine 118 zu der Speichereinrichtung 160 ausgege­ ben, wo sie zur Rekonstruktion eines Bildes verwendet werden.

Das 2,5-MHz-Bezugssignal sowie das 250-kHz-Abtastsignal und die 5-, 10- und 60-MHz-Bezugssignale werden durch einen Be­ zugsfrequenzgenerator 203 aus einem gemeinsamen 20-MHz- Mastertaktsignal erzeugt.

Das kernmagnetische Resonanzsystem (NMR-System) aus Fig. 1 führt eine Folge von Impulsfolgen zur Erfassung ausreichender NMR-Daten zur Rekonstruktion des gewünschten Angiogramms durch. Gemäß Fig. 3 kann die erste Impulsfolge eine herkömm­ liche Null-Gradientenechofolge mit dem Moment erster Ordnung sein, bei der ein selektiver Hochfrequenz-Anregungsimpuls (RF-Anregungsimpuls) 300 an den Gegenstand beim Vorhandensein eines G_slice-Schnittauswahlgradientenimpulses 301 angelegt wird. Der Anregungsimpuls 300 weist einen Kippwinkel α auf, wobei ein typischer Wert von α gleich 30° ist. Zur Kompensa­ tion von FID für die durch den Schnittauswahlgradientenimpuls 301 verursachten Phasenverschiebungen und zur Desensibilisie­ rung des FID bezüglich der Geschwindigkeit entlang der z-Achse werden ein negativer G_slice-Gradientenimpuls 304 gefolgt von einem positiven G_slice-Gradientenimpuls 305 durch die G_slice -Gradientenspulen erzeugt. Beispielsweise besteht eine Lö­ sung in der Verwendung eines Impulses 304 der gleichen Breite jedoch mit entgegengesetztem Vorzeichen bezüglich des Impul­ ses 301, wobei der Impuls 305 die Hälfte der Breite und die gleiche Höhe wie der Impuls 301 hat. Während die Impulse 304 und 305 die Geschwindigkeit entlang der z-Achse kompensieren, sind dem Fachmann auch komplexere Gradientensignalverläufe zur Kompensation von Beschleunigung und Bewegungen selbst hö­ herer Ordnung bekannt.

Zur örtlichen Kodierung des NMR-Signals 303 wird ein Phasen­ kodierungs-G_phase-Gradientenimpuls 306 kurz nach dem Anlegen des RF-Anregungsimpulses 300 an den Gegenstand angelegt. Es ist bekannt, daß eine vollständige Abtastung eine Folge die­ ser Impulsfolgen umfaßt, in denen die Amplitude des G_phase- Impulses über eine Folge von beispielsweise 256 diskreten Phasenkodierungswerten zur Kodierung der Position der das NMR-Signal entlang der y-Achse erzeugenden Spins gestuft wird. Eine Position entlang der x-Achse wird durch einen G_read-Gradientenimpuls 307 kodiert, der erzeugt wird, wenn das NMR-Gradientenechosignal 303 erfaßt wird, und der das NMR- Signal 303 frequenzkodiert. Anders als der G_phase Phasenkodierungsgradientenimpuls 306 bleibt der G_read- Auslesegradientenimpuls 307 während der gesamten Abtastung auf einem konstanten Wert. Zur Erzeugung des Gradientenechos 303 und zu dessen Desensibilisierung auf die Geschwindigkeit entlang der x-Achse werden Gradientenimpulse 308 und 309 vor dem Impuls 307 erzeugt. Es gibt eine Vielzahl bekannter Stra­ tegien, um dies zu bewerkstelligen. Es ist auch bekannt, daß die Gradienten G_slice, G_read und G_phase entlang einer der physika­ lischen Achsen x, y und z gerichtet sein können, und daß diese funktionalen Gradienten für Schrägabtastungen von zwei oder allen dreien der physikalischen Gradienten G_x, G_y und G_z er­ zeugt werden können.

Wie es nachstehend näher beschrieben ist, sind zur Ausübung der Erfindung zumindest zwei vollständige Datensätze jeweils mit unterschiedlicher Flußempfindlichkeit entlang einer Rich­ tung erforderlich. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel werden Daten für die zwei Datensätze überlappend erfaßt. Bei diesem Verfahren werden zwei oder mehrere Messungen mit un­ terschiedlicher Flußempfindlichkeit sequentiell mit einem Wert des Phasencodierungsgradienten erfaßt. Der Phasencodie­ rungswert wird dann geändert und es werden zusätzliche Mes­ sungen bei diesem neuen Phasencodierungswert mit den gleichen zwei oder mehreren Flußempfindlichkeiten durchgeführt. Dieser Vorgang hält solange an, bis alle Phasenkodierungswerte ver­ wendet wurden. Die erfaßten Daten werden dann in k-Raum-NMR- Datensätze jeweils mit einer unterschiedlichen Flußempfind­ lichkeit neu angeordnet. Obwohl dieses verschachtelte Verfah­ ren bevorzugt wird, da es Effekte aufgrund anderer Bewegung (beispielsweise Atmung) minimiert, wird die Erfindung im fol­ genden derart beschrieben, als ob die k-Raum-NNR-Datensätze jeweils vollständig vor der nächsten verwendeten Flußkodie­ rung erfaßt werden.

Das NMR-Signal 303 wird durch die System-Sende/Empfangseinrichtung 150 erfaßt und in eine Reihe von bei­ spielsweise 256 komplexen Zahlen digitalisiert, die in dem Systemsteuerspeicher 160 oder dem Speicher des Hauptcomputers 113 gespeichert werden. Für jeden Wert des G_phase- Phasencodierungsgradienten wird ein NMR-Signal 303 erzeugt, erfaßt, digitalisiert und in einer separaten Reihe aus 256 komplexen Zahlen gespeichert. Bei der Beendigung der Abta­ stung wird daher ein zweidimensionales (256×256-)Array kom­ plexer Zahlen in dem Computer 101 für jeden flußkodierten Da­ tensatz gespeichert.

Zur Erzeugung eines Angiogramms gemäß der Erfindung werden die erfaßten NMR-Signale Geschwindigkeits-sensibilisiert. Die verwendete Impulsfolge ist die gleiche wie in Fig. 3, jedoch wird auch ein bipolarer Flußkodierungsgradient G_fe verwendet. Dies ist in Fig. 4 dargestellt, wobei G_fe1 einen bipolaren Si­ gnalverlauf mit einem negativen Gradientenimpuls 310 gefolgt von einem positiven Gradientenimpuls 311 aufweist. Die durch jede Keule 310 und 311 definierte Fläche (A) ist die gleiche, und die Mittelpunkte jeder Gradientenkeule 310 und 311 sind voneinander durch ein Zeitintervall (t) beabstandet. Das in­ krementale bzw. zusätzliche erste Moment (M₁) , das durch den G_fe1-Gradienten ausgebildet wird, ist daher M₁=Axt, und dieses erste Gradientenmoment M₁ wird nach dem Anlegen des RF- Anregungsimpulses 300 und vor der Erfassung des Signals 303 angelegt. Obwohl der Gradient G_fe1 als separates Gradientenma­ gnetfeld dargestellt ist, wird er tatsächlich durch die glei­ chen Spulen, die die G_read-, G_phase- und G_slice-Gradientenfelder erzeugen, erzeugt. Beispielsweise ist es üblich, eine Sensi­ bilisierung bezüglich des Flusses in der Schnittauswahlrich­ tung in dem Fall durchzuführen, in dem das Gradientenmoment G_fe1 allein durch die G_slice-Gradientenspule erzeugt wird. So­ mit wird bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ein erstes Array aus rohen NMR-Signalen Z₁ unter Verwendung der Impuls­ folge aus Fig. 3 jedoch mit dem hinzugefügten G_fe1- Gradientenfeld aus Fig. 4 erfaßt. Es ist auch ersichtlich, daß der Flußkodierungsgradient mit den Abbildungsgradienten kombiniert wird, wie es in der vorstehend angeführten JMRI- Veröffentlichung beschrieben ist.

Nachdem das erste Array aus NMR-Signalen Z₁ erfaßt und ge­ speichert wurde, wird ein zweites Array von Signalen Z₂ er­ faßt. Dies wird während einer Abtastung ausgeführt, in der die Impulsfolge aus Fig. 3 verwendet wird, jedoch der bipola­ re Flußkodierungsgradient G_fe2 wie in Fig. 5 gezeigt angelegt wird, um ein erstes Moment M₂=-M₁ zu erzeugen. Somit ergibt sich die Gesamtdifferenz des ersten Moments zu ΔM=M₂-M₁=-2M₁.

Dies wird mit Gradientenimpulsen 312 und 313 erreicht, die identisch sind, jedoch eine entgegengesetzte Richtung bezüg­ lich der Gradientenimpulse 310 und 311 haben. Nachdem die 256 NMR-Signale Z₂ erfaßt und in dem Computer 101 gespeichert wurden, ist die Datenerfassungsphase für eine Bewegungsachse abgeschlossen und die Datenverarbeitungsphase beginnt.

Eine Lösung zur Beseitigung von Maxwellphasenfehlern aus dem Angiogramm, das aus den zwei Datensätzen Z₁ und Z₂ rekonstru­ iert wird, besteht in der Anpassung der Impulsfolge derart, daß keine Maxwellterme erzeugt werden, oder daß jene, die er­ zeugt werden, während des Phasendifferenzbildungsvorgangs bzw. der Phasendifferenzoperation beseitigt werden. Das kann in der Impulsfolge aus den Fig. 3 bis 5 auf zwei Arten er­ reicht werden. Zum einen sind die zwei bipolaren Flußkodie­ rungsgradienten G_fe1 und G_fe2 identisch jedoch antisymmetrisch. Das heißt, G_fe1(t)=-G_fe2(t). Dies stellt sicher, daß alle selbst quadrierten bzw. quadratischen Maxwellphasenfehler, die in dem ersten Datensatz Z₁ auftreten, auch in dem zweiten Datensatz Z₂ auftreten und aus dem End-Phasendifferenz- Angiogrammbild subtrahiert werden.

Die zweite durchzuführende Anpassung besteht in der Verlänge­ rung der Impulsfolge und der Ausbildung eines durch die ge­ strichelten Linien 20 angezeigten Zeitabschnitts, während dem der bipolare Flußkodierungsgradient G_fe1 oder G_fe2 allein aus­ gegeben werden kann. Dadurch wird die Erzeugung von gemisch­ ten Maxwell-Phasenfehlern ausgeschlossen, die sonst erzeugt werden, wenn ein anderes Gradientenfeld gleichzeitig angelegt wird.

Obwohl diese Anpassungen der Impulsfolge Phasenfehler auf­ grund von Maxwell-Termen vollständig beseitigen können, zieht diese Lösung einen Funktionsabzug nach sich. Zur separaten Ausgabe der bipolaren Flußkodierungsgradienten muß die Echo­ zeit (TE) merklich erhöht werden, wobei infolgedessen die Ge­ samtabtastzeit erhöht wird. Beispielsweise kann die Echozeit (TE) von 9 ms auf 12 ms mit einer resultierenden 3ms-Erhöhung des minimalen TR erhöht werden, woraus sich eine 10-20%- Erhöhung der Abtastzeit oder Verringerung der zeitlichen Auf­ lösung ergibt.

Das bevorzugte Verfahren zur Beseitigung von durch Maxwell­ terme verursachten Artefakten verwendet die viel kürzere in Fig. 6 gezeigte Impulsfolge. Die gleichen RF- und Gradienten­ felder werden angelegt und die Impulse, die diese erzeugen, sind mit den gleichen Bezugszeichen wie vorstehend unter Be­ zugnahme auf Fig. 3 beschrieben bezeichnet. Der einzige si­ gnifikante Unterschied besteht darin, daß die Impulsfolgen­ echozeit (TE) durch Ausgabe des bipolaren Flußkodierungsgra­ dienten 25 gleichzeitig mit anderen Gradientenimpulsen wäh­ rend des Zeitabschnitts tmaxwell verkürzt wurde.

Eine unter Verwendung der in Fig. 6 gezeigten Impulsfolge durchgeführte Abtastung ist durch das Ablaufdiagramm in Fig. 7 dargestellt. Nachdem die Impulsfolgenparameter ausgewählt wurden und die Flußkodierungsgradientenrichtung und Größe ausgewählt sind, werden die Integrale in Gleichung 16 nume­ risch über den Zeitabschnitt tmaxwell ausgewertet, wie es durch den Verarbeitungsblock 350 angezeigt ist. Die resultie­ renden Korrekturkoeffizienten A, B, C und D werden gespei­ chert und der Datenerfassungsschritt beginnt durch Herunter­ laden der Impulsfolge in die Impulserzeugungseinrichtung 121. Wie es durch den Verarbeitungsblock 352 angezeigt ist, werden dann die zwei Flußkodierungsdatensätze Z₁ und Z₂ erfaßt, wie es vorstehend beschrieben ist. Diese werden in der Arrayver­ arbeitungseinrichtung 161 Fourier-transformiert, wie es durch den Verarbeitungsblock 354 angezeigt ist, um die entsprechen­ den Fluß-kodierten Bilddatensätze Z_fe1 und Z_fe2 zu erzeugen. Der Maxwell-Phasenfehler ΔΦ_M wird unter Verwendung der ge­ speicherten Korrekturkoeffizienten A, B, C und D und Glei­ chung 15 berechnet, wie es durch den Verarbeitungsblock 356 angezeigt ist. Dann werden physikalische Koordinaten (x,y,z) für jedes Bildelement in den rekonstruierten Bildern Z_fe1 und Z_fe2 bestimmt. Dann wird der Maxwell-Phasenfehler ΔΦ_M bei je­ dem Bildelement angewendet. Die Phasenfehler ΔΦ_M werden somit zuerst in jedem komplexen Bild Z_fe1 und Z_fe2 korrigiert und dann wird die Arcustangens-Funktion bei den entsprechenden korrigierten Bildelementen in diesen Bildern gemäß Gleichung 18 durchgeführt. Wie es durch den Verarbeitungsblock 360 an­ gezeigt ist, wird dann das Phasenkontrastangiogramm erzeugt, indem weitere Korrekturen bezüglich Wirbelstromphasenfehlern durchgeführt werden. Ein Beispiel einer derartigen Verarbei­ tung ist in der US-A-5 226 418 beschrieben, die hierin als Referenz angeführt ist.

Die Phasenkorrektur in Gleichung 18 kann auch zur Korrektur eines komplexen Differenzangiogramms (CD-Angiogramms) verwen­ det werden. Unter Verwendung des Cosinussatzes ergibt sich:

Wenn Phasenbilder erforderlich sind, die bezüglich eines Flusses in 2 oder 3 aufeinander senkrecht stehenden Richtun­ gen empfindlich sind, kann eine separate Maxwellterm- Korrektur bei jedem Phasenbild angewendet werden. Derartige Flußkodierungsstrategien sind in der Druckschrift "Encoding Strategies for Three-Direction Phase-Contrast MR Imaging of Flow" von Norbert J. Pelc, Matt A. Bernstein, Ann Shimakawa und Gary H. Glover, JMRI 1991, 1: 405-413, beschrieben. Dann kann ein Maxwell-korrigiertes "Geschwindigkeits-Bild" ("speed image") rekonstruiert werden.

Gleichermaßen kann auch ein Maxwell-korrigiertes komplexes Differenzgeschwindigkeitsbild erzeugt werden:

Die vorliegende Erfindung ist mit Phasenkontrastbildern kom­ patibel, die unter Verwendung von phasengesteuerten Array- Mehrfachspulen erzeugt werden, wie es in der US -A-5 399 970 und in der Druckschrift "Reconstruction of Phase Contrast, Phase Array Multicoil Data" von Matt A. Bernstein, Mladen Grgic, Thomas J. Brosnan und Norbert J. Pelc: Magnetic Re­ sonance in Medicine, 32: 330-334 (1994) beschrieben ist.

Erfindungsgemäß werden durch Maxwellterme verursachte Arte­ fakte in Phasenkontrastangiogrammen verringert oder besei­ tigt. Die zur Erfassung der kernmagnetischen Resonanzdaten (NMR-Daten) verwendete Impulsfolge kann zur Verringerung oder Beseitigung der Artefakte angepaßt werden, oder es können Phasenkorrekturen bei dem rekonstruierten Phasenbild zur Be­ seitigung der Artefakte durchgeführt werden.

Claims (9)

1. Verfahren zur Korrektur von Maxwellterm- Phasenfehlern, die durch ein kernmagnetisches Resonanzsystem während der Erzeugung eines Angiogramms unten Verwendung ei­ ner Phasenkontrastimpulsfolge erzeugt werden, mit den Schrit­ ten

• a) Einrichten Bedienter-ausgewählter Eingabeparameter für die Phasenkontrastimpulsfolge,
• b) Bestimmen der Gradientensignalverläufe beruhend auf diesen Parametern,
• c) Berechnen (350) von Korrekturkoeffizienten beruhend auf den Gradientensignalverläufen, die während eines Zeitab­ schnitts tmaxwell der Impulsfolge aktiv sind,
• d) Erfassen (352) von zwei Datensätzen Z₁ und Z₂ unter Verwendung der Phasenkontrastimpulsfolge mit zwei unter­ schiedlichen entsprechenden ersten Flußkodierungsgradienten­ monenten, die während des Zeitabschnitts tmaxwell angelegt werden,
• e) Rekonstruieren (354) von zwei Bilddatensätzen Z_fe1 und Z_fe2 aus den erfaßten Datensätzen Z₁ und Z₂,
• f) Berechnen (356) von Maxwellphasenfehlern ΔΦ_M unter Verwendung der berechneten Korrekturkoeffizienten und
• g) Erzeugen (358) eines Phasenkontrastangiogramms aus den Bilddatensätzen Z_fe1 und Z_fe2, in denen die Phase an jedem darin befindlichen Bildelement zum Ausgleichen der berechne­ ten Maxwellphasenfehler ΔΦ_M korrigiert wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Maxwellphasen­ fehler in Schritt f) wie folgt berechnet werden:
ΔΦ_M(x,y, z)=Az²+B(x²+y²)+Cxz+Dyz,
wobei x,y,z die physikalischen Koordinaten des zu korrigie­ renden Bildelements und A, B, C und D die berechneten Korrek­ turkoeffizienten sind.

3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die in Schritt f) berechneten Maxwellphasenfehler ΔΦ_M zum Ausgleichen der Feh­ ler in den Bilddatensätzen Z_fe1 und Z_fe2 vor der Berechnung der Phasendifferenz angewendet werden, die zur Erzeugung des Pha­ senkontrastangiogramms aus den Bilddatensätzen verwendet wird.

4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Phasenkon­ trastangiogramm in Schritt g) wie folgt erzeugt wird:
wobei x,y,z die physikalischen Koordinaten des Bildelements, Z^* _fe2 der konjugiert komplexe Ausdruck des Bilddatensatzes Z_fe2 und ΔΦ_M(x,y,z) der Maxwellphasenfehler an jedem Bildelement sind.

5. Verfahren nach Anspruch 4, wobei die Schritte mit Flußkodierungsgradienten wiederholt werden, die entlang drei orthogonaler Achsen gerichtet sind, und drei korrigierte An­ giogramme (ΔΦ_corr,x), (ΔΦ_corr,y) und (ΔΦ_corr,z) erzeugt werden, und ein Geschwindigkeitsbild durch Kombination der drei korri­ gierten Angiogramme wie folgt berechnet wird:

6. Verfahren nach Anspruch 4, wobei ein Maxwell-korrigiertes komplexes Differenzangiogramm wie folgt erzeugt wird:

7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei die Schritte mit Flußko­ dierungsgradienten wiederholt werden, die entlang drei ortho­ gonalen Achsen gerichtet sind, und drei korrigierte komplexe Differenzangiogramme (CD_x) (CD_y) und (CD_z) erzeugt werden, und ein komplexes Differenzgeschwindigkeitsbild durch deren Kom­ bination wie folgt berechnet wird:

8. Verfahren zur Erzeugung eines Phasenkontrastangio­ gramms mittels eines kernmagnetischen Resonanzsystems unter Verwendung einer Impulsfolge, die einen Hochfrequenzanre­ gungsimpuls, einen Schnittauswahlgradientenimpuls, einen Pha­ senkodierungsimpuls und einen Auslesegradientenimpuls verwen­ det, mit den Schritten
Erfassen eines ersten Datensatzes Z₁ unter Verwendung der Impulsfolge mit einem bipolaren Flußkodierungsgradienten­ impuls G_fe1, der während einer Periode zwischen dem Hochfre­ quenzanregungsimpuls und der Erfassung des kernmagnetischen Resonanzsignals angelegt wird, und
Erfassen eines zweiten Datensatzes Z₂ unter Verwendung der Impulsfolge mit einem zweiten bipolaren Flußkodierungs­ gradientenimpuls G_fe2, der während der gleichen Periode ange­ legt wird,
wobei die bipolaren Flußkodierungsgradientenimpulse G_fe1 und G_fe2 antisymmetrisch sind, und
wobei weder der Schnittauswahlgradienten-, noch der Pha­ senkodierungsgradienten- oder Auslesegradientenimpuls während der Periode angelegt werden, in der die bipolaren Pluskodie­ rungsgradienten G_fe1 und G_fe2 angelegt werden.

9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei die bipolaren Fluß­ kodierungsgradientenimpulse G_fe1 und G_fe2 im wesentlichen über eine Periode angelegt werden, die sich zwischen der Beendi­ gung des Hochfrequenzanregungsimpulses und dem Beginn der kernmagnetischen Resonanzsignalerfassung erstreckt.