DE19821780B4 - Korrektur von durch Maxwell-Terme bei einer Schnitt-Verschiebungs-Echo-Planar-Abbildung verursachten Artefakten - Google Patents

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Abstract

Verfahren zur Korrektur von Maxwell-Term-Fehlern, die durch Abbildungsgradienten in einem NMR-System während der Erfassung eines NMR-Bildes unter Verwendung einer Echo-Planar-Impulsfolge erzeugt werden, mit den Schritten
a) Berechnen einer durch Maxwell-Term-Fehler verursachten Phasenverschiebung ϕ(m, z) für jedes NMR-Echosignal m und jeden an z befindlichen Schnitt in der Echo-Planar-Impulsfolge,
b) Berechnen einer durch Maxwell-Term-Fehler verursachten Frequenzverschiebung Δf(z) für jedes NMR-Echosignal m und jeden an z befindlichen Schnitt,
c) Durchführen der Echo-Planar-Impulsfolge durch
i) Erzeugen eines RF-Anregungsimpulses,
ii) Erzeugen eines Auslesemagnetfeldgradienten, der in der Polarität alterniert, um eine entsprechende Folge von NMR-Echosignalen zu erzeugen,
iii) Empfangen jedes NMR-Echosignals und Demodulieren jedes NMR-Echosignals mittels eines RF-Bezugssignals, das in der Phase um seine entsprechende berechnete Phasenverschiebung ϕ(m, z) und in der Frequenz um die berechnete Frequenzverschiebung Δf(z) verschoben wurde, und
iv) Speichern jedes demodulierten NMR-Echosignals zur Ausbildung eines NMR-Datensatzes von Echosignalen m und
d) Rekonstruieren eines Bildes...

Description

  • Die Erfindung bezieht sich auf das Gebiet kernmagnetischer Resonanzabbildungsverfahren und -systeme. Insbesondere betrifft die Erfindung die Korrektur von Bildartefakten, die durch Maxwell-Terme verursacht werden, die durch Abbildungsgradienten in Magnetresonanz-Abbildungssystemen (MRI-Systemen) erzeugt werden.
  • Wird eine Substanz wie menschliches Gewebe einem gleichmäßigen Magnetfeld (Polarisationsfeld B0) ausgesetzt, versuchen sich die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe mit diesem Polarisationsfeld auszurichten, präzedieren jedoch darum an ihrer charakteristischen Larmorfrequenz. Wird die Substanz bzw. das Gewebe einem Magnetfeld (Anregungsfeld B1) ausgesetzt, das sich in der x-y-Ebene und nahe der Larmorfrequenz befindet, kann das netto-ausgerichtete Moment Mz in die x-y-Ebene zur Erzeugung eines netto-transversalen magnetischen Moments Mt gedreht bzw. gekippt werden. Durch die angeregten Spins wird ein Signal emittiert, und nachdem das Anregungssignal B1 beendet bzw. abgeschaltet wurde, kann dieses Signal empfangen und zur Ausbildung eines Bildes verarbeitet werden.
  • Bei der Anwendung dieser Signale zur Erzeugung von Bildern werden Magnetfeldgradienten (Gx, Gy und Gz) verwendet. Typischerweise wird das abzubildende Gebiet durch eine Folge von Meßzyklen abgetastet, in denen sich diese Gradienten gemäß dem verwendeten besonderen Lokalisierungsverfahren ändern. Der resultierende Satz empfangener kernmagnetischer Resonanzsignale (NMR-Signale) wird digitalisiert und zur Rekonstruktion des Bildes unter Verwendung eines vieler bekannter Rekonstruktionsverfahren verarbeitet.
  • Es ist bekannt, daß Unvollkommenheiten der linearen Magnetfeldgradienten (Gx, Gy und Gz) Artefakte in den rekonstruierten Bildern erzeugen. Beispielsweise ist es ein bekanntes Problem, daß durch Gradientenimpulse erzeugte Wirbelströme das Magnetfeld verzerren und Bildartefakte hervorrufen. Verfahren zur Kompensation derartiger Wirbelstromfehler sind bekannt und beispielsweise in der US 4 698 591 , US 4 950 994 und US 5 226 418 A offenbart.
  • Es ist auch bekannt, daß die Gradienten über das gesamte Abbildungsvolumen nicht perfekt gleichmäßig sein können, was zu einer Bildverzerrung führen kann. Verfahren zur Kompensation dieser Ungleichmäßigkeit sind bekannt und beispielsweise in der US 4 591 789 beschrieben.
  • Abgesehen von nicht kompensierten Wirbelstromfehlern und Fehlern aufgrund der Ungleichmäßigkeit der Gradienten, die der Korrektur entkommen, kann angenommen werden, daß die Magnetfeldgradienten (Gx, Gy und Gz) lineare Magnetfelder genau wie programmiert erzeugen, und daß somit die NMR-Daten genau ortskodiert werden. Mittels dieser Gradienten ist das Gesamtmagnetfeld am Ort (x, y, z) herkömmlicherweise durch B0 + Gxx + Gyy + Gzz gegeben, und die Richtung des Feldes verläuft üblicherweise entlang der z-Achse. Diese Beschreibung ist allerdings nicht ganz genau. Solange ein linearer Magnetfeldgradient angelegt wird, wird das Gesamtmagnetfeld von der z-Achse wegbewegt und seine Amplitude zeigt Ortsabhängigkeiten höherer Ordnung (x2, y2, z2, x2z, ...). Diese Phänomene sind eine direkte Folge der Maxwell-Gleichungen, die fordern, daß das Gesamtmagnetfeld folgende zwei Bedingungen erfüllt: ∇ →·B → = 0 und ∇ → × B → = 0 → (unter der Annahme, daß wahre und Verschiebungsstromdichten null sind). Die Magnetfelder höherer Ordnung, die als Maxwell-Terme (bzw. Maxwell-Felder) bezeichnet werden, stellen einen grundlegenden physikalischen Effekt dar, und stehen nicht mit Wirbelströmen oder Unvollkommenheiten bei der Hardwareentwicklung und -herstellung in Verbindung. Obwohl Maxwell-Terme zumindest seit einem Jahrzehnt bekannt sind, wurde ihre Auswirkung auf die Abbildung aufgrund ihrer vernachlässigbaren Wirkung unter herkömmlichen Abbildungsbedingungen weitgehend ignoriert.
  • Bei einer in einem Horizontalfeldmagneten ausgeführten Echo-Planar-Abbildung (EPI) wurde beobachtet, daß sich das Bild in einem Schnitt außerhalb des Mittelpunkts bzw. Zentrums (z ≠ 0) entlang der Phasenkodierungsrichtung verschieben kann. Das Ausmaß der Verschiebung (Δy) ist proportional zum Quadrat des Schnittorts z (Δy ∝ z2). Diese parabolische Verschiebung kann Bildfehlregistrierungsprobleme bei einer neurofunktionalen Abbildung verursachen, bei der aus EPI-Bildern erhaltene Aktivierungsabbildungen bzw. -karten einem Nicht-EPI-Bild hoher Auflösung zur Herstellung der Korrelation zwischen der Gehirnfunktion und der Anatomie überlagert werden. Selbst bei einer nichtfunktionalen Abbildung kann die Verschiebung die klinische Diagnose und therapeutische Vorgehensweise verwirren, besonders dann, wenn die axialen zweidimensionalen Schnitte in willkürliche Ebenen umformatiert werden. Das heißt, die Quelle dieser Verschiebung muß identifiziert werden, und es müssen Verfahren zur Beseitigung der Verschiebung entwickelt werden.
  • Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, die vorstehend angeführten Probleme zu beseitigen.
  • Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch ein Verfahren nach Anspruch 1 und ein System nach Anspruch 4 zur Verringerung von Artefakten in EPI-Bildern außerhalb eines Mittelpunkts gelöst, die durch Maxwell-Terme verursacht werden, die durch den Auslesegradienten erzeugt werden. Das heißt, es werden eine Phasenverschiebung (ϕ) und eine Frequenzverschiebung (Δf) für jedes NMR-Echosignal in einer EPI-Impulsfolge beruhend auf den Abbildungsgradienten-Signalverläufen, dem Hauptfeld und dem Schnittort berechnet. Diese berechneten Werte werden entweder zur Steuerung der Phase und Frequenz des an den Empfänger angelegten RF-Bezugssignals verwendet, wenn diese NMR-Echosignale empfangen werden, oder bei den erfaßten Signalen (k-Raum-Daten) während einer Bildrekonstruktion zur Entfernung der Artefakte angewendet.
  • Bei einer in einem Horizontalfeldmagneten (beispielsweise einem supraleitenden Magneten) ausgeführten axialen Echo-Planar-Abbildung (EPI) kann sich ein Bild in einem Schnitt außerhalb des Mittelpunkt entlang der Phasenkodierungsrichtung verschieben. Das Ausmaß der Verschiebung (Δy) ist proportional zum Quadrat des Schnittorts z (Δy ∝ z2). Dieses als parabolische Verschiebung bezeichnete Phänomen wird durch den z2-Maxwell-Term verursacht, der sich hauptsächlich aus dem EPI-Auslesegradienten ergibt. Obwohl die parabolische Verschiebung am häufigsten bei axialen Bildern in einem Horizontalfeldmagneten beobachtet wird, kann sie auch bei sagittalen und koronalen Schnitten außerhalb des Mittelpunkts beobachtet werden. Bei bestimmten Magneten, deren Magnetfeld der Vorne-Hinten-Richtung des Patienten entspricht, ist die parabolische Verschiebung in den koronalen Ebenen am sichtbarsten. Zusätzlich zur parabolischen Verschiebung können die Maxwell-Terme auch ein Nyquist-Geisterbild erzeugen, dessen Intensität proportional zu der Differenz der zwei in entgegengesetzten Richtungen verschobenen Bilder ist.
  • Es wurden zwei Verfahren entwickelt, die die durch den Maxwell-Term verursachte parabolische Verschiebung sowie das Nyquist-Geisterbild beseitigen. In dem ersten erfindungsgemäßen Verfahren werden durch die Maxwell-Terme verursachte Frequenz- und Phasenfehler analytisch beruhend auf einem Einzelschnitt (bzw. schnittweise) und einem Einzelecho (bzw. echoweise) berechnet. Die berechneten Fehler werden dann durch Einstellung bzw. Anpassung der Empfängerfrequenz und -phase während der Datenerfassung kompensiert. In dem nicht beanspruchten zweiten Verfahren werden die Frequenz- und Phasenfehler zuerst in zwei lineare Phasenverschiebungen in den k-Raum-Daten, eine in der Ausleserichtung und die andere in der Phasenkodierungsrichtung, umgewandelt. Die linearen Phasenverschiebungen werden in dem Bildrekonstruktionsvorgang nach der Datenerfassung beseitigt.
  • Die Erfindung wird nachstehend anhand eines bevorzugten Ausführungsbeispiels unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeichnung näher beschrieben. Es zeigen:
  • 1 ein Blockschaltbild eines herkömmlichen MRI-Systems, bei dem die Erfindung angewendet wird,
  • 2 ein Blockschaltbild der Sende-/Empfangseinrichtung, die einen Teil des MRI-Systems in 1 bildet,
  • 3 eine graphische Darstellung eines in einer herkömmlichen EPI-Impulsfolge verwendeten Auslesegradienten,
  • 4 eine graphische Darstellung einer EPI-Impulsfolge, bei der die Erfindung angewendet wird, und
  • 5 eine graphische Darstellung der bei der Impulsfolge in 4 zur Ausübung des ersten bevorzugten Verfahrens der Erfindung durchgeführten Änderungen.
  • Allgemeine Beschreibung der Erfindung
  • Die Maxwell-Terme sind grundlegend die Ortsgradienten höherer Ordnung (zweiter Ordnung, dritter Ordnung, usw.), die durch die linearen Magnetfeldgradienten (x-, y- und z-Gradienten) erzeugt werden. Diese Terme können direkt aus den Maxwell-Gleichungen hergeleitet werden. Entsprechend den Maxwell-Gleichungen muß ein Magnetfeld B → folgende zwei Bedingungen erfüllen: ∇ →·B → = 0 (Divergenzgleichung), (1a)
    Figure 00050001
    wobei ∇ → der Differentialoperator (∇ → ≡ i ^∂/∂x + j ^∂/∂y + k ^∂/∂z), E → das elektrische Feld, J → die Stromdichte und μ0 und ε0 jeweils die Permeabilitätskonstante und die Dielektrizitätskonstante im freien Raum sind. Ist kein Verschiebungsstrom vorhanden und ist das elektrische Feld statisch, reduziert sich Gleichung (1b) auf: ∇ → × B → = 0 →. (1c)
  • Aus den Gleichungen (1a) und (1c) ergibt sich:
    Figure 00060001
  • Die vorstehenden vier Gleichungen (2) und (3a) bis (3c) enthalten im ganzen neun partielle Ableitungen, von denen lediglich fünf unabhängig sind. Die nächste Aufgabe besteht in der Auswahl dieser fünf unabhängigen Variablen. Mit
    Figure 00060002
    (Gx, Gy und Gz sind die linearen Gradienten) können Gx, Gy und Gz leicht als die ersten drei unabhängigen Variablen ausgewählt werden. In einem radial symmetrischen Gz-Feld in Zylinderkoordinaten sollten ∂Bx/∂x und ∂By/∂y identisch sein. Zur Abdeckung eines allge meineren Falls wird jedoch ein dimensionsloser Symmetrieparameter α als vierte unabhängige Variable gewählt:
    Figure 00070001
  • Die letzte unabhängige Variable kann (beruhend auf Gleichung (3a)) geeigneterweise wie folgt gewählt werden:
    Figure 00070002
  • An diesem Punkt können alle in den Gleichungen (2) und (3) beschriebenen partiellen Ableitungen unter Verwendung der fünf unabhängigen Variablen Gx, Gy, Gz, α und g wie folgt ausgedrückt werden:
    Figure 00070003
  • Mit diesen Ausdrücken ergibt sich das Gesamtmagnetfeld zu: B → = i ^Bx + j ^By + k ^Bz, (7)wobei sich für die erste Ordnung folgendes ergibt:
    Figure 00080001
  • Die vorstehenden Gleichungen weisen zwei wichtige Implikationen auf. Zum einen ist das B0-Feld aufgrund der transversalen Felder Bx und By nicht länger entlang der z-Achse ausgerichtet. Zum zweiten ist die Amplitude des B0-Feldes nicht einfach durch B = B0 + Gxx + Gyy + Gzz gegeben, sondern stattdessen durch
    Figure 00080002
    (B0 + Gxx + Gyy + Gzz stellt lediglich die z-Komponente des Gesamtfeldes dar). Werden drei sequentielle Taylorreihenentwicklungen bei Gleichung 9 jeweils bezüglich x, y und z durchgeführt, kann daraus entnommen werden, daß das Magnetfeld nicht nur seine regulären Ortsabhängigkeiten nullter und erster Ordnung aufweist, sondern auch Ortskomponenten höherer Ordnung zeigt. Das Ergebnis der Taylorreihenentwicklung bis zur zweiten Ordnung ist durch Gleichung 10 gegeben:
    Figure 00080003
  • Bei den meisten bei der Magnetresonanzabbildung (MRI) verwendeten Gradientensystemen ist g = 0 und α ≈ 1/2 (aufgrund der Zylindersymmetrie). Unter diesen Umständen vereinfacht sich Gleichung (10) zu:
    Figure 00090001
  • Die Gleichungen (10) und (11) zeigen, daß immer dann, wenn ein linearer Magnetfeldgradient angelegt wird, Gradientenfelder höherer Ordnung zur Erfüllung der Maxwell-Gleichungen erzeugt werden. Diese Gradientenfelder höherer Ordnung werden als Maxwell-Terme bzw. Maxwell-Felder bezeichnet.
  • Unter Einbeziehung der Maxwell-Terme ergibt sich die zweidimensionale NMR-Signalgleichung zu:
    Figure 00090002
    wobei BM das Maxwell-Magnetfeld und ϕM der zugehörige Phasenfehler sind. Wie es aus den Gleichungen (12a) bis (12c) ersichtlich ist, hängt der Maxwell-Phasenfehler von den Einzelheiten jeder Impulsfolge ab. Bei manchen Impulsfolgen kann der Phasenfehler vernachlässibar oder null sein, und verursacht somit keine Bildverschlechterung. In den meisten anderen Folgen wird ein nicht vernachlässibarer Phasenfehler erzeugt, der zu verschiedenen Bildqualitätsproblemen, wie einer Verzerrung, einer Geisterbild-Bildung, Bildverschiebung, Schattierung, Unschärfe und Intensitätsverringerung führt.
  • Bei einer in einem Horizontalfeldmagneten ausgeführten axialen Echo-Planar-Abbildung (EPI) kann der Auslesegradient G →ro entweder entlang der x- oder der y-Achse angelegt werden. Allgemein wird G →ro wie folgt ausgedrückt: G →ro = i ^Gx + j ^Gy, (13a)
    Figure 00100001
    wobei i ^ und j ^ Einheitsvektoren jeweils in der Gx- und Gy-Richtung sind. Gleichung (13a) gilt auch bei Schrägabtastungen, obwohl Schrägabtastungen in der axialen Ebene selten verwendet werden. Gemäß Gleichung (11) ist der durch die Gx- und/oder Gy-Gradienten erzeugte z2-Maxwell-Term wie folgt gegeben:
    Figure 00100002
    wobei B0 das Hauptmagnetfeld ist. Die Kombination der Gleichungen (13b) und (14) ergibt:
    Figure 00100003
  • Das Maxwell-Feld BM verschwindet am zentralen Schnitt (z = 0), vorausgesetzt, der Schnitt ist infinitesimal dünn. Für Schnitte außerhalb des Mittelpunkts bzw. Zentrums erhöht sich BM allerdings parabolisch mit dem Schnittort z.
  • Ein derartiges quadratisches Magnetfeld bringt zwei Konsequenzen mit sich.
  • Zum einen wird die Larmor-Resonanzfrequenz der Spins weg von der voreingestellten Empfängerdemodulationsfrequenz verschoben (Gleichung 16), was zu einer Ortsverschiebung entlang der Ausleserichtung führt (Gleichung 17):
    Figure 00110001
  • Da der Auslesegradient bipolar ist, alterniert die Ortsverschiebung δro zwischen ungeraden und geraden Echos, wodurch ein Nyquist-Geisterbild erzeugt wird, das die Differenz zwischen zwei in entgegengesetzten Richtungen (d. h. ±δro) entlang der Ausleserichtung verschobenen Bildern darstellt. Dieser Effekt beruht auf der Verwendung des bipolaren Auslesegradienten. Mit Gro = 2,2 G/cm, z = 24 cm und B0 = 1,5 T ergibt sich das maximale Geisterbild-zu-Bild-Intensitätsverhältnis zu 0,5%.
  • Zum zweiten führt der z2-Maxwell-Term eine kumulative Phasenverschiebung bei jeder Echoerfassung über die gesamte Echokette ein. Die Phase im Mittelpunkt des Echos M ist wie folgt gegeben:
    Figure 00110002
    wobei tm die Zeit im Mittelpunkt des m-ten Echos und ts die Zeit ist, wenn der Auslesegradient (einschließlich des Vorphasengradienten) zum ersten Mal aktiviert wird. Bei einem periodischen Auslesegradienten Gro kann Gleichung (18) wie folgt ausgedrückt werden: ϕ(m, z) = ϕρ(z) – λ(z)2 + mλ(z), (19)
    Figure 00120001
    tesp ist der Zwischen-Echo-Abstand und ϕρ(z) ist die durch den Vorphasen-Auslesegradienten eingeführte Maxwell-Phase. Bei einer in 3 dargestellten trapezförmigen Auslesegradientenkette kann λ(z) explizit wie folgt ausgedrückt werden:
    Figure 00120002
    wobei gro, t1 und t2 in 3 definiert sind. Bei einer Einzelaufnahme-EPI entsprechen aufeinanderfolgende m Werte aufeinanderfolgenden k-Raum-Linien entlang der Phasenkodierungsrichtung. Somit stellt die Phase in Gleichung (19) eine lineare Phase in dem k-Raum dar, die zu einer Verschiebung δpe in dem Bildbereich gemäß dem Verschiebungstheorem der Fourier-Transformation führt:
    Figure 00120003
    wobei Lpe das Ansichtfeld (FOV) in der Phasenkodierungsrichtung ist. Mit gro = 2,2 G/cm, z = 24 cm, B0 = 1,5 T, t1 =184 μs und t2 = 512 μs (entsprechend einer Empfängerbandbreite von ±125 kHz für 128 Auslesedatenpunkte) ergibt sich δpe = 0,251Lpe, eine Verschiebung von mehr als einem Viertel des Ansichtfeldes Bei einer Mehrfachaufnahme-EPI mit N Aufnahmen ergibt sich Gleichung (20) zu:
    Figure 00120004
  • Selbst in diesem Fall kann die Verschiebung entlang der Phasenkodierungsrichtung wesentlich sein.
  • Somit kann ein durch den Auslesegradienten bei axialen EPI-Abtastungen erzeugter z2-Maxwell-Term ein Nyquist-Geisterbild und eine Bildverschiebung entlang der Phasenkodierungsrichtung verursachen. Während der Pegel des Geisterbildes vernachlässigbar sein könnte, ist die Bildverschiebung wesentlich. Da das Ausmaß der Verschiebung quadratisch proportional zu dem Schnittort und dem Auslesegradienten und invers proportional zu dem statischen Magnetfeld ist, kann eine Erhöhung der Schnitt-Verschiebung bzw. des Schnitt-Offsets oder des Auslesegradienten oder eine Verringerung des Hauptmagnetfeldes das parabolische Verschiebungsproblem verschlimmern.
  • Zur Beseitigung der parabolischen Verschiebung sowie des Nyquist-Geisterbildes wurden zwei Verfahren, ein Kompensationsverfahren während der Datenerfassung und ein Korrekturverfahren nach der Erfassung während der Bildrekonstruktion entwickelt.
  • In dem ersten Verfahren werden zuerst die Frequenz- und Phasenfehler aus den Gleichungen (16) bis (19) für jedes Echo m und für jeden an z befindlichen Schnitt berechnet. Diese Fehler werden durch dynamische Anpassung der Empfängerfrequenz und -phase beruhend auf einem einzelnen Echo und einem einzelnen Schnitt während des Verlaufs der Datenerfassung kompensiert. Die Frequenz- und Phasenkompensationswerte sind jeweils Δfcomp(z) = –Δf(z) und ϕcomp(m, z) = –ϕ(m, z), wobei Δf(z) und ϕ(m, z) jeweils durch die Gleichungen (16) und (19) gegeben sind.
  • In dem zweiten Verfahren werden die Echosignale zuerst beim Vorhandensein der Frequenz- und Phasenfehler erfaßt. Nach der Datenerfassung wird eine lineare Phasenverschiebung ψro(z), die durch Gleichung (22) gegeben ist, entlang der Auslese richtung zur Korrektur des Frequenzfehlers (Gleichung 16) angelegt, und eine andere lineare Phasenverschiebung ψpe(z) = –λ(z) wird entlang der Phasenkodierungsrichtung zur Beseitigung des Phasenfehlers angelegt (Gleichung 19).
    Figure 00140001
    (Lro ist das Ansichtfeld der Ausleserichtung). Bei einer Mehrfachaufnahme-EPI bleibt Gleichung (22) gleich, jedoch muß die lineare Phasenverschiebung entlang der Phasenkodierungsrichtung bezüglich einer Gruppe von k-Raum-Linien anstelle einer einzelnen ausgeführt werden. Die Polarität der linearen Phasenverschiebung entlang der Ausleserichtung alterniert mit der Auslesegradientenpolarität, wie es Gleichung (22) zeigt.
  • Bei den vorstehend beschriebenen Verfahren zur Beseitigung der parabolischen Verschiebung und des Nyquist-Geisterbildes wird angenommen, daß der z2-Maxwell-Term hauptsächlich aus dem EPI-Auslesegradienten entsteht. Dies ist im allgemeinen eine gute Näherung, da der Phasenkodierungsgradientenklick wesentlich kleiner als sein Auslesegegenstück ist und lediglich für einen kurzen Zeitabschnitt aktiv ist. In Fällen, in denen der Maxwell-Term aufgrund des Phasenkodierungsgradienten signifikant wird, wie bei einer Mehrfachaufnahme-EPI mit einer großen Anzahl von Aufnahmen, sollten die Gleichungen (15) und (19a) jeweils wie folgt modifiziert werden:
    Figure 00140002
    wobei Gpe der Phasenkodierungsgradienten-Signalverlauf ist. Obwohl der Phasenkodierungsgradient bei der vorstehenden Be schreibung nicht berücksichtigt wurde, ist die Einbeziehung dieses Gradienten unkompliziert und führt lediglich kleinere Änderungen mit sich.
  • Obwohl die durch den Maxwell-Term induzierten parabolischen Verschiebungen und Geisterbilder am sichtbarsten in axialen Schnitten bei einem Horizontalfeldmagneten sind, können ähnliche Probleme auch in sagittalen und koronalen Bilder beobachtet werden. Beispielsweise ergibt sich in einem unter Verwendung von Gz als Auslesegradient erfaßten koronalen Bild (xz-Ebene) der entsprechende Maxwell-Term zu:
    Figure 00150001
  • Der erste Ausdruck in Gleichung (25) verursacht eine Bildverzerrung in der Ebene (R. M. Weiskoff, et al., Magnetic Resonance in Medicine, Band 29, S. 796–803, 1993), und der zweite Ausdruck erzeugt eine quadratische Phase entlang der Schnittauswahlrichtung (y-Richtung), woraus sich parabolische Verschiebungen und Geisterbilder ähnlich jenen für axiale Bilder beschriebenen ergeben. Alle für axiale Bilder angeführten theoretischen Analysen und Korrekturverfahren sind gleichermaßen bei koronalen und sagittalen Bildern anwendbar, abgesehen davon, daß der Koeffizient des Maxwell-Terms viermal kleiner ist. Wird der Auslesegradient entlang der x-Achse in einem koronalen Bild gewählt, wird kein quadratisches Maxwell-Feld entlang der y-Richtung erzeugt. Daher zeigt das Bild keine parabolische Verschiebung und Geisterbild-Bildung. Das gleiche gilt für sagittale Bilder mit der Ausleserichtung entlang der y-Achse.
  • Bei der Analyse der Maxwell-Terme wurde ein Horizontalfeldmagnetaufbau angenommen. Wird ein Vertikalfeldmagnet verwendet, ändert sich die physikalische z-Achse in die Vorne-Hinten- Richtung des Patienten. Daher zeigen die koronalen Bilder anstelle der axialen die deutlichste parabolische Verschiebung und Geisterbild-Bildung. Die gleichen Prinzipien zur Korrektur der bei axialen Schnitten in einem Horizontalfeldmagnet vorhandenen Artefakte sind gleichermaßen bei diesem Fall mit lediglich kleineren Notationsänderungen anwendbar.
  • Obwohl in der vorstehenden Beschreibung eine EPI-Impulsfolge mit einem trapezförmigen Auslesegradienten verwendet wurde, ist es natürlich selbstverständlich, daß die Erfindung auch bei anderen EPI-Impulsfolgen und anderen, bipolare Auslesegradienten für mehrfache Echoerfassungen verwendenden Folgen angewendet werden kann. Beispielsweise kann der trapezförmige Auslesegradient in 3 und 4 durch einen sinusförmigen Gradienten ersetzt werden. Selbst bei trapezförmigen Gradienten ist die Datenerfassung nicht auf den flachen Verlauf beschränkt und kann während ansteigender oder abfallender Gradientenrampen durchgeführt werden. In diesen Fällen können die Gleichungen (16) und (19a) immer noch zur Berechnung des Frequenz- und Phasenfehlers verwendet werden, wobei Δf(z) in Gleichung (16) nun zeitabhängig ist: Δf(z, t). Eine weitere Veränderung der EPI-Impulsfolge ist die sogenannte Sprung-Echo-EPI, bei der lediglich ungerade oder gerade Echos erfaßt werden, wenn die Auslesegradientenkeulen die gleiche Polarität haben. Alle zur Korrektur der Maxwell-Feld-induzierten Artefakte hergeleiteten vorstehend angeführten Gleichungen gelten auch für die Sprung-Echo-EPI, da tesp als Zwischen-Echo-Abstand (d. h., das Zeitintervall zwischen zwei aufeinanderfolgend erfaßten Echos) anstelle des Zeitintervalls zwischen der positiven und negativen Gradientenkeule definiert wurde. Die Echoplanarabbildung kann auch mit dem schnellen Spin-Echo-Verfahren zur Erfassung mehrerer Gradientenechos innerhalb mehrere Spinechos kombiniert werden. Die in den Gleichungen (15) bis (24) definierten Korrekturverfahren sind gleichermaßen auf dieses Abbildungsverfahren anwendbar.
  • Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels
  • 1 zeigt die Hauptkomponenten eines bevorzugten MRI-Systems, das die Erfindung beinhaltet. Der Betrieb des Systems wird von einer Bedienerkonsole 100 aus gesteuert, die eine Tastatur und ein Steuerpult 102 und eine Anzeigeeinrichtung 104 enthält. Die Konsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit einem separaten Computersystem 107, das einem Bediener die Steuerung der Erzeugung und die Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm bzw. der Anzeigeeinrichtung 104 ermöglicht. Das Computersystems 107 enthält eine Anzahl von Einrichtungen, die miteinander über eine Rückwandplatine kommunizieren. Diese enthalten eine Bildverarbeitungseinrichtung 106, eine Zentraleinheit (CPU) 108 und eine Speichereinrichtung 113, die in der Technik als Vollbildpuffer zur Speicherung von Bilddaten bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111 und einem Bandlaufwerk 112 zur Speicherung von Bilddaten und Programmen verbunden und kommuniziert mit einer separaten Systemsteuerung 122 über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115.
  • Die Systemsteuerung 122 enthält einen Satz von Einrichtungen, die miteinander durch eine Rückwandplatine verbunden sind. Diese enthalten eine Zentraleinheit (CPU) 119 und eine Impulserzeugungseinrichtung 121, die mit der Bedienerkonsole 100 über eine serielle Verbindung 125 verbunden ist. Über diese Verbindung 125 empfängt die Systemsteuerung 122 Befehle von dem Bediener, die die durchzuführende Abtastfolge anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 betätigt die Systemkomponenten zur Ausführung der gewünschten Abtastfolge. Sie erzeugt Daten, die den Zeitpunkt bzw. -verlauf, die Amplitude und die Form der zu erzeugenden Hochfrequenz-Impulse (RF-Impulse) und den zeitlichen Verlauf und die Länge des Datenerfassungsfensters anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 ist mit einem Satz von Gradientenverstärkern 127 zur Anzeige des Zeitpunkts bzw. des zeitlichen Verlaufs und der Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenim pulse verbunden. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungssteuereinrichtung 129, die Signale von einer Vielzahl verschiedener mit dem Patienten verbundener Sensoren, wie EKG-Signale von Elektroden oder Atmungssignale von einer Lunge empfängt. Schließlich ist die Impulserzeugungseinrichtung 121 mit einer Abtastraumschnittstellenschaltung 133 verbunden, die Signale von verschiedenen mit dem Zustand des Patienten und des Magnetsystems assoziierten Sensoren empfängt. Über die Abtastraumschnittstellenschaltung 133 empfängt auch ein Patientenpositionierungssystem 134 Befehle zur Bewegung des Patienten an die gewünschte Position zur Abtastung.
  • Die durch die Impulserzeugungseinrichtung 121 erzeugten Gradientensignalverläufe werden an ein Gradientenverstärkersystem 127 aus Gx-, Gy- und Gz-Verstärkern angelegt. Jeder Gradientenverstärker erregt eine entsprechende Gradientenspule in einer allgemein mit 139 bezeichneten Anordnung zur Erzeugung der Magnetfeldgradienten, die zur örtlichen Kodierung erfaßter Signale verwendet werden. Die Gradientenspulenanordnung 139 bildet einen Teil einer Magnetanordnung 141, die einen Polarisationsmagneten 140 und eine Ganzkörper-Hochfrequenz-(RF-)Spule 152 enthält. Eine Sende-/Empfangseinrichtung 150 in der Systemsteuerung 122 erzeugt Impulse, die durch einen Hochfrequenz-(RF-)Verstärker 151 verstärkt und der RF-Spule 152 durch einen Sende-/Empfangsschalter (T/R-Schalter) 154 zugeführt werden. Die durch die angeregten Kerne in dem Patienten abgestrahlten resultierenden Signale können durch die gleiche RF-Spule 152 erfaßt und über den Sende-/Empfangsschalter 154 einem Vorverstärker 153 zugeführt werden. Die verstärkten NMR-Signale werden in dem Empfangsabschnitt der Sende-/Empfangseinrichtung 150 demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 wird durch ein Signal von der Impulserzeugungseinrichtung 121 zur elektrischen Verbindung des RF-Verstärkers 151 mit der Spule 152 während des Sendemodus und zur Verbindung des Vorverstärkers 153 während des Empfangsmodus gesteuert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 ermöglicht auch die Verwendung einer separaten RF-Spule (beispielsweise einer Kopfspule oder Oberflächenspule) entweder in dem Sende- oder dem Empfangsmodus.
  • Die durch die RF-Spule 152 erfaßten NMR-Signale werden durch die Sende-/Empfangseinrichtung 150 digitalisiert und zu einer Speichereinrichtung 160 in der Systemsteuerung 122 übertragen. Ist die Abtastung abgeschlossen und wurde ein gesamtes Array von Daten in der Speichereinrichtung 160 erfaßt, arbeitet eine Arrayverarbeitungseinrichtung 161 zur Fourier-Transformation der Daten in einen Bilddatensatz. Dieser Bilddatensatz wird über die serielle Verbindung 115 dem Computersystem 107 zugeführt, wo er auf dem Plattenspeicher 111 gespeichert wird. Im Ansprechen auf von der Bedienerkonsole 100 empfangene Befehle kann dieser Bilddatensatz auf dem Bandlaufwerk 112 archiviert werden oder durch die Bildverarbeitungseinrichtung 106 weiterverarbeitet und der Bedienerkonsole 100 zugeführt und auf der Anzeigeeinrichtung 104 dargestellt werden.
  • Gemäß den 1 und 2 erzeugt die Sende-/Empfangseinrichtung 150 das RF-Anregungsfeld B1 über einen Leistungsverstärker 151 an einer Spule 152A und empfängt das resultierende, in einer Spule 152B induzierte Signal. Wie es vorstehend angeführt ist, können die Spulen 152A und B separate Spulen wie in 2 gezeigt sein, oder sie können eine einzige Ganzkörperspule wie in 1 sein. Die Grund- bzw. Trägerfrequenz des RF-Anregungsfeldes wird unter der Steuerung eines Frequenzsynthetisierers 200 erzeugt, der einen Satz digitaler Signale von der Zentraleinheit 119 und der Impulserzeugungseinrichtung 121 empfängt. Diese digitalen Signale zeigen die Frequenz und die Phase des am Ausgang 201 erzeugten RF-Trägersignals an. Der befohlene RF-Träger wird an einen Modulator und Heraufwandler 202 angelegt, wo seine Amplitude im Ansprechen auf ein Signal R(t) moduliert wird, das auch von der Impulserzeugungseinrichtung 121 empfangen wird. Das Signal R(t) definiert die Umhüllende des zu erzeugenden RF-Anregungsimpulses und wird in der Einrichtung 121 durch aufeinanderfolgendes Auslesen einer Folge gespeicherter digitaler Werte erzeugt. Diese gespeicherten digitalen Werte können wiederum von der Bedienerkonsole 100 aus verändert werden, um die Erzeugung einer gewünschten RF-Impulsumhüllenden zu ermöglichen.
  • Die Größe des am Ausgang 205 erzeugten RF-Anregungsimpulses wird durch eine Anregungs-Dämpfungsschaltung 206 gedämpft, die einen digitalen Befehl von der Rückwandplatine 118 empfängt. Die gedämpften RF-Anregungsimpulse werden dem Leistungsverstärker 151 zugeführt, der die RF-Spule 152A erregt. Eine ausführlichere Beschreibung dieses Abschnitts der Sende-/Empfangseinrichtung 122 ist in der US 4 952 877 gegeben.
  • Gemäß den 1 und 2 wird das durch den Gegenstand bzw. das Subjekt erzeugte Signal von der Empfängerspule 152B aufgenommen und über den Vorverstärker 153 dem Eingang eines anderen Empfängerverstärkers 207 zugeführt. Der Empfängerverstärker 207 verstärkt ferner das Signal um einen Betrag, der durch ein von der Rückwandplatine 118 empfangenes digitales Dämpfungssignal bestimmt wird.
  • Das empfangene Signal befindet sich an bzw. ungefähr an der Larmorfrequenz, und dieses Hochfrequenzsignal wird in einem Zweistufenvorgang durch einen Herabwandler 208 herabgewandelt, der zuerst das NMR-Signal mit dem Trägersignal auf der Leitung 201 und dann das resultierende Differenzsignal mit dem 2,5 MHz-Bezugssignal auf der Leitung 204 mischt. Das herabgewandelte NMR-Signal wird dem Eingang eines Analog-Digital-(A/D-)Wandlers 209 zugeführt, der das analoge Signal abtastet und digitalisiert und es einer Digitalerfassungseinrichtung und Signalverarbeitungseinrichtung 210 zuführt, die 16-Bit-In-Phase-(I-)Werte und 16-Bit-Quadratur-(Q-)Werte entsprechend dem empfangenen Signal erzeugt. Der resultierende Strom digitalisierter I- und Q-Werte des empfangenen Signals wird über die Rückwandplatine 118 zu der Speichereinrichtung 160 ausgegeben, wo er zur Rekonstruktion eines Bildes verwendet wird.
  • Die bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel angewendete EPI-Impulsfolge ist in 4 dargestellt. Ein 90°-RF-Anregungsimpuls 250 wird während des Vorhandenseins eines Schnittauswahlgradientenimpulses 251 zur Erzeugung einer transversalen Magnetisierung in einem Schnitt angelegt. Die angeregten Spins werden durch eine negative Keule 252 des Schnittauswahlgradienten neu abgestimmt, und dann läuft ein Zeitintervall ab, bevor ein 180°-RF-Nachfokussierimpuls 260 während des Vorhandenseins eines Schnittauswahlgradientenimpulses 262, umgeben von Brechgradienten, angelegt wird. Im ganzen werden Ny (beispielsweise Ny = 128) separate NMR-Echosignale 253 während der EPI-Impulsfolge erfaßt.
  • Die NMR-Echosignale 253 sind Gradienten-Recall-Echos, die durch das Anlegen eines oszillierenden Auslesegradienten 255 erzeugt werden. Die Auslesefolge beginnt mit einer Vor-Phasen-Auslesegradientenkeule 256, und die Echosignale 253 werden erzeugt, wenn der Auslesegradient zwischen positiven und negativen Werten oszilliert. Im ganzen werden Nx (beispielsweise Nx = 128) Abtastungen jedes NMR-Echosignals 253 während jedes Auslesegradientenimpulses 255 entnommen. Die aufeinanderfolgenden Ny NMR-Echosignale 253 werden durch eine Folge von Phasenkodierungsgradientenimpulsen 258 separat phasenkodiert. Eine Vor-Phasen-Phasenkodierungskeule 259 tritt vor den erfaßten Echosignalen zur Positionierung der zentralen Ansicht (ky = 0) zu der gewünschten Echozeit (TE) auf. Nachfolgende Phasenkodierungsimpulse 258 treten auf, wenn sich die Polarität der Auslesegradientenimpulse 255 ändert, und sie stufen bzw. durchschreiten die Phasenkodierung monoton steigend durch den ky-Raum.
  • Bei der Beendigung der EPI-Impulsfolge wurden daher Nx separate frequenzkodierte Abtastungen von Ny separat phasenko dierten NMR-Echosignalen 253 erfaßt. Nach einer Zeitumkehrung bei jedem zweiten Echo wird dieses Array aus Nx × Ny Elementen komplexer Zahlen entlang beider Dimensionen (ky und kx) zur Erzeugung eines Bilddatensatzes Fourier-transformiert, der die NMR-Signalgröße entlang der zwei Dimensionen (x und y) anzeigt.
  • Gemäß 4 wird während einer herkömmlichen EPI-Impulsfolge das zur Demodulation der NMR-Signale 253 verwendete Empfängerbezugssignal auf eine feste Frequenz 264 gesetzt und seine Phase akkumuliert mit einer festen Rate 266. Wie es in 2 gezeigt ist, werden das 2,5 MHz-Bezugssignal sowie das 250 kHz-Abtastsignal und 5,10 und 60 MHz-Bezugssignale durch einen Bezugsfrequenzgenerator 203 aus einem gemeinsamen 20 MHz-Mastertaktsignal erzeugt.
  • Die Erfindung ist durch Steuerung der Frequenz und Phase des 2,5 MHz-Bezugssignals auf der Leitung 201 zur Korrektur der Frequenzverschiebung Δf(z) in Gleichung (16) und der kumulativen Phasenverschiebung in Gleichung (19) implementiert. Nachdem die RF-Impulse 250 und 260 während der EPI-Impulsfolge erzeugt wurden, werden die Frequenz und die Phase des 2,5 MHz-Bezugssignals auf der Leitung bzw. Verbindung 201 durch Befehlssignale von der Impulserzeugungseinrichtung 121 zur Ausführung von Korrekturveränderungen gesteuert, wenn der Auslesegradient 255 ausgegeben wird, wie es in den 4 und 5 gezeigt ist. Das Ausmaß dieser Korrektur hängt von dem Schnittort entlang der z-Achse ab, und daher ist das Ausmaß der Korrekturen Δf(z) und ϕ(m, z) für jeden Schnitt (1 bis n) bei einer Mehrschnitterfassung verschieden. Dies ist in 5 durch verschiedene Pegel der Empfängerfrequenz 268 und verschiedene Phasenakkumulierungsraten 270 angezeigt.
  • Gemäß dem nicht beanspruchten Verfahren werden andererseits zuerst die zwei linearen Phasenverschiebungen ψro(z) und ψpe(z) für einzelne Schnitte berechnet, wie es vorstehend beschrieben wurde. Die linearen Phasenverschiebungen werden dann jeweils bei der Auslese- und der Phasenkodierungsrichtung der komplexen k-Raum-Daten angewendet. Nach der Phasenkorrektur erzeugt eine zweidimensionale Fourier-Transformation bei den k-Raum-Daten ein Bild, in dem die parabolischen Verschiebungen und Geisterbilder, die durch die Maxwell-Terme verursacht werden, beseitigt sind.
  • Erfindungsgemäß ist ein Verfahren zur Beseitigung von Bildartefakten ausgestaltet, die durch Maxwell-Terme erzeugt werden, die sich aus den Abbildungsgradienten in einer Echo-Planar-Abbildungsimpulsfolge ergeben. Dabei werden die durch die Maxwell-Terme verursachten Frequenz- und Phasenfehler beruhend auf einzelnen Schnitten berechnet und nachfolgend während einer Datenerfassung durch dynamische Anpassung der Empfängerfrequenz und -phase kompensiert.

Claims (7)

  1. Verfahren zur Korrektur von Maxwell-Term-Fehlern, die durch Abbildungsgradienten in einem NMR-System während der Erfassung eines NMR-Bildes unter Verwendung einer Echo-Planar-Impulsfolge erzeugt werden, mit den Schritten a) Berechnen einer durch Maxwell-Term-Fehler verursachten Phasenverschiebung ϕ(m, z) für jedes NMR-Echosignal m und jeden an z befindlichen Schnitt in der Echo-Planar-Impulsfolge, b) Berechnen einer durch Maxwell-Term-Fehler verursachten Frequenzverschiebung Δf(z) für jedes NMR-Echosignal m und jeden an z befindlichen Schnitt, c) Durchführen der Echo-Planar-Impulsfolge durch i) Erzeugen eines RF-Anregungsimpulses, ii) Erzeugen eines Auslesemagnetfeldgradienten, der in der Polarität alterniert, um eine entsprechende Folge von NMR-Echosignalen zu erzeugen, iii) Empfangen jedes NMR-Echosignals und Demodulieren jedes NMR-Echosignals mittels eines RF-Bezugssignals, das in der Phase um seine entsprechende berechnete Phasenverschiebung ϕ(m, z) und in der Frequenz um die berechnete Frequenzverschiebung Δf(z) verschoben wurde, und iv) Speichern jedes demodulierten NMR-Echosignals zur Ausbildung eines NMR-Datensatzes von Echosignalen m und d) Rekonstruieren eines Bildes aus dem NMR-Datensatz.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Phasenverschiebung ϕ(m, z) für jedes Echo folgendermaßen berechnet wird:
    Figure 00250001
    Gro(t) = Auslesegradient Gpe(t) = Phasenkodierungsgradient Gp,ro(t) = Vorphasen-Auslesegradient Gp,pe(t) = Vorphasen-Phasenkodierungsgradient tesp = Zwischen-Echo-Abstand tp,ro = Dauer des Vorphasen-Auslesegradienten tp,pe = Dauer des Vorphasen-Phasenkodierungsgradienten m = Echosignalindex B0 = Hauptmagnetfeldstärke z = Schnittort entlang der z-Achse γ = gyromagnetische Konstante.
  3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Frequenzverschiebung Δf(z) folgendermaßen berechnet wird: Δf(z) = γBM(z)wobei:
    Figure 00260001
    Gro = Auslesegradient Gpe = Phasenkodierungsgradient B0 = Hauptmagnetfeldstärke z = Schnittort entlang der z-Achse γ = gyromagnetische Konstante.
  4. Magnetresonanz-Abbildungssystem zur Durchführung einer Echo-Planar-Impulsfolge, mit einer Magnetanordnung (141) zur Erzeugung eines Polarisationsmagnetfelds, einer Impulserzeugungseinrichtung (121) zur Erzeugung eines RF-Anregungsimpulses, einem Gradientenverstärkersystem (127) zur Erzeugung eines Auslesemagnetfeldgradienten, der in der Polarität alterniert, um eine entsprechende Folge von NMR-Echosignalen zu erzeugen, einer Sende-/Empfangseinrichtung (150) mit einem Empfangsabschnitt zum Empfang jedes NMR-Echosignals und zur Demodulation jedes NMR-Echosignals mittels eines RF-Bezugssignals, das in der Phase um ein Ausmaß verschoben ist, das durch Maxwell-Terme verursachte Phasenfehler kompensiert, und das in der Frequenz um ein Ausmaß verschoben ist, das durch Maxwell-Terme verursachte Frequenzfehler kompensiert, einer Speichereinrichtung (160) zur Speicherung der demodulierten NMR-Echosignale und einer Bildverarbeitungseinrichtung (106) zur Erzeugung eines Bildes aus den gespeicherten demodulierten NMR-Echosignalen.
  5. Magnetresonanz-Abbildungssystem nach Anspruch 4, wobei sich das Ausmaß der Phasenverschiebung für jedes empfangene NMR-Echosignal in der Reihe ändert.
  6. Magnetresonanz-Abbildungssystem nach Anspruch 5, wobei das Ausmaß der Phasenverschiebung zum Teil durch den Ort eines interessierenden Bereichs entlang einer Magnetresonanz-Abbildungssystem-Gradientenachse bestimmt wird, von dem die NMR-Echosignale empfangen werden.
  7. Magnetresonanz-Abbildungssystem nach Anspruch 4, wobei das Ausmaß der Frequenzverschiebung in dem RF-Bezugssignal zum Teil durch den Ort eines interessierenden Bereichs entlang einer Magnetresonanz-Abbildungssystem-Gradientenachse bestimmt wird, von dem die NMR-Echosignale empfangen werden.
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