DE19824762C2

DE19824762C2 - Pulssequenz zur Gewinnung von Rohdaten und Kernspintomographiegerät

Info

Publication number: DE19824762C2
Application number: DE19824762A
Authority: DE
Inventors: Berthold Kiefer
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1998-06-03
Filing date: 1998-06-03
Publication date: 2000-05-11
Anticipated expiration: 2018-06-04
Also published as: US6420870B1; JP2000023942A; DE19824762A1

Description

Ein besonders schnelles Verfahren zur Gewinnung von Bildin formation bei MR-Geräten ist das sogenannte Turbospinecho- Verfahren, wie es z. B. in der US-Patentschrift 5,545,990 be schrieben ist. Dabei werden die Kernspins mit einem 90°- Hochfrequenz-Anregepuls angeregt und anschließend durch meh rere 180°-Hochfrequenz-Refokussierungspulse refokussiert. Dies wird im Abstand der sogenannten Repetitionszeit TR so oft wiederholt, bis sämtliche Daten für ein vollständiges MR- Bild gewonnen sind. Dieses Verfahren ist wesentlich schneller als konventionelle Spinechosequenzen, bei denen nach jeder Anregung nur eine Refokussierung erfolgt, d. h. also nur ein Kernresonanzsignal gewonnen wird. Allerdings weist das Tur bospinechoverfahren, das üblicherweise für T1- und Protonen dichte-Kontrast verwendet wird, im Vergleich zum Spinechover fahren einen sichtbaren Auflösungsverlust auf.

Aus der US 5,270,654 ist eine Pulssequenz für ein Magnetreso nanzgerät bekannt, bei der nach einem Hochfrequenz-Anregepuls mehrere Hochfrequenz-Refokussierungspulse auf ein Objekt ein gestrahlt werden. Nach jedem Hochfrequenz-Refokussierungspuls wird ein verschieden phasencodiertes Echosignal empfangen. Die phasencodierten Echosignale werden zusammenhängenden Zei len der k-Raum-Matrix zugeordnet. Dort ist zwar erwähnt, daß bei einer derartigen Pulssequenz die gesamte k-Raum-Matrix mit den Echosignalen mehrerer Hochfrequenz-Anregepulse ge füllt wird, die Zuordnung der Echosignale zu den Zeilen in der Matrix ist jedoch nicht beschrieben.

Der Artikel von W. Nitz: "Bildgebende Sequenzen in der Kern spintomographie und ihre klinische Anwendung, Teil 1", er schienen in electromedica, Band 64, 1996, Heft 1, Seiten 23- 29, ist angegeben, daß die mittleren Zeilen der k-Raum-Matrix die Grobstruktur und den Kontrast bestimmen. In einer dort vorgestellten T1-gewichteten Bildgebung ist mit der Messung der zentralen Zeilen der Rohdatenmatrix (k-Raum-Matrix) be gonnen worden.

Aufgabe der Erfindung ist es, den Auflösungsverlust bei einer Turbospinechosequenz zu vermeiden, ohne den T1- bzw. den Pro tonendichtekontrast zu verfälschen.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Anspruchs 1. Hierbei werden die gewonnenen Kernresonanz signale nach den Anregungen gruppiert in Segmente der Rohda tenmatrix eingetragen. Damit weisen die Randzeilen der Rohda tenmatrix eine Amplitude auf, die mit den zentralen Zeilen der Rohdatenmatrix vergleichbar ist. Da die Randzeilen die Auflösung des Bildes bestimmen, wird diese entsprechend ver bessert. Dabei steigt die Anzahl der nach jedem Hochfrequenz- Anregepuls eingestrahlten Hochfrequenz-Refokussierungspulse bei späteren Hochfrequenz-Anregepulsen. Da die zentralen Zei len der Rohdatenmatrix den Kontrast bestimmen, kann man für diese zentralen Zeilen keine beliebig langen Echozüge verwen den, ohne den T1- bzw. Protonendichtekontrast zu verfälschen. Die den Randzeilen der Rohdatenmatrix zugeordneten späteren Kernresonanzsignale bestimmen jedoch maßgeblich nur noch die Auflösung, so daß man für deren Aufnahme mit längeren Echo zügen, d. h. einer größeren Anzahl von Hochfrequenz-Refokus sierungspulsen, arbeiten kann.

Durch eine Mittelung von Meßwerten nach Anspruch 2 kann man Amplitudensprünge in der Rohdatenmatrix vermeiden.

Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 7 näher erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 1 beispielhaft einen Pulszug nach dem üblichen Turbos pinechoverfahren,

Fig. 2 die Einordnung der Spinechos und deren Amplitude nach dem herkömmlichen Spinechoverfahren,

Fig. 3 einen Pulszug als Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 4 ein Ausführungsbeispiel für die Einordnung der Spi nechos in Rohdatenmatrizen sowie den entsprechenden Amplitudenverlauf als Ausführungsbeispiel der Erfin dung,

Fig. 5 ein Ausführungsbeispiel für die Mittelung der Kern resonanzsignale,

Fig. 6 ein Ausführungsbeispiel für die Phasencodierung der Kernresonanzsignale,

Fig. 7 den T2-Abfall der Kernresonanzsignale über einen Echozug,

Fig. 8 ein Ausführungsbeispiel für eine Anordnung zur Durchführung des Verfahren.

Zur Erläuterung der Problemstellung ist in den Fig. 1 und 2 zunächst die Einordnung der Kernresonanzsignale bei her kömmlichen Turbospinechoverfahren dargestellt. Auf einen 90°- HF-Anregepuls RF1 folgen im Ausführungsbeispiel fünf 180°-HF- Refokussierungspulse RFR. Nach jedem dieser HF-Refokussie rungspulse RFR wird ein Kernresonanzsignal in Form eines Echos E1 bis E5 gemessen. Im Abstand der Repetitionszeit TR folgt ein weiterer Pulszug aus Anregung und Refokussierung.

Je Echo E gewinnt man durch phasenempfindliche Demodulation, Abtastung und Digitalisierung m Meßwerte, die je Echo E in eine Zeile einer Rohdatenmatrix RD eingetragen werden. Durch Phasencodierung der einzelnen Echos wird bekanntlich die Zu ordnung des jeweiligen Echos zur k-Raumzeile festgelegt. Bei herkömmlichen Turbospinecho-Verfahren wird die Rohdatenmatrix in eine Anzahl von Segmenten S eingeteilt, die der Anzahl von Echos E nach jeder Anregung entspricht. Jedes Segment weist eine Anzahl von Zeilen auf, die der Anzahl der Anregungen zur Erstellung eines vollständigen Bilddatensatzes entspricht. Die Einordnung der Meßwerte für die einzelnen Echos erfolgt nun derart, daß in das zentrale Segment alle ersten Echos E1 aller Anregungen eingetragen werden. Dem liegt die Tatsache zugrunde, daß die zentralen Zeilen der Rohdatenmatrix maßgeb lich den Bildkontrast und das Signal/Rausch-Verhältnis be stimmen. Im Hinblick auf das Signal/Rausch-Verhältnis ist man daher bestrebt, das Signal mit der höchsten Amplitude für die zentralen k-Raumzeilen zu verwenden. Wie man in Fig. 1 er kennt, fallen die Signalamplituden jedoch mit zunehmendem Ab stand von der Anregung mit der T2-Relaxationszeit ab. Ferner ist zu beachten, daß das erste Echo E1 die stärkste Protonen dichte (Pd) bzw. T1-Wichtung aufweist und damit in erwünsch ter Weise den Protonendichte- bzw. T1-Kontrast des Bildes be stimmt. Spätere Echos weisen dagegen eine T2-Wichtung auf. Da diese jedoch in den Randzeilen sich weniger auf den Bildkon trast auswirken, wird der gewünschte T1- bzw. Protonendichte kontrast kaum gestört.

Zusammenfassend kann man also sagen, daß beim herkömmlichen Verfahren die zentralen Zeilen der Rohdatenmatrix mit den Echosignalen belegt sind, die sowohl die höchste Amplitude als auch die höchste T1- bzw. Protonendichtewichtung aufwei sen, so daß man ein optimales Signal/Rausch-Verhältnis und eine T1- bzw. Protonendichtewichtung bekommt. Zum Rand hin werden die Echos mit wesentlich geringerer Amplitude und T2- Wichtung eingeordnet, wobei diese jedoch weder das Signal/- Rausch-Verhältnis noch den Bildkontrast maßgeblich beeinflus sen, sondern sich nur auf die Bildauflösung auswirken.

Bei heute üblichen Turbospinechosequenzen mit T1- oder pD- Wichtung werden pro Anregung üblicherweise drei bis fünf Echos refokussiert. Dabei wird eine relativ niedrige Auslese bandbreite verwendet, so daß der Echo-Echo-Abstand etwa bei 10 ms bis 20 ms liegt.

Die bei den herkömmlichen Turbospinecho-Verfahren auftretende T2-Wichtung der Randzeilen der Rohdatenmatrix, die ja die Auflösung des Bildes bestimmen, bewirkt einen gegenüber her kömmlichen Spinechosequenzen merklichen Auflösungsverlust. Dieser Auflösungsverlust tritt verstärkt auf bei wachsender Anzahl der refokussierten Echos pro Anregung, da damit der Zeitabstand zur Anregung, und damit die Signalamplitude der letzten Echos, abnimmt. Der Auflösungsverlust nimmt ferner mit abnehmender Relaxationszeit T2 zu.

Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird nachfolgend anhand der Fig. 3 bis 6 dargestellt. Fig. 3 zeigt in Anlehnung an Fig. 1 zunächst den Echopulszug, wobei in diesem Beispiel nach der ersten Anregung mit dem Anrege-HF-Puls RF1 neun Echos E1 bis E9 refokussiert werden. Um den Zeitabstand zwi schen Anregung und dem letzten Echo E9, der aufgrund des T2- Abfalls die Amplitude des letzten Echos E9 bestimmt, nicht zu groß werden zu lassen, wird eine relativ hohe Ausleseband breite verwendet, so daß der Echo-Echo-Abstand bei etwa 4 bis 5 ms liegt. Die Auslesedauer steht nämlich bekanntlich in um gekehrtem Verhältnis zur Auslesebandbreite.

Wie beim Stand der Technik werden die Zeilen der in Fig. 4 dargestellten Rohdatenmatrix wieder in Segmente eingeteilt, in diesem Fall ist allerdings ein Segment nicht mehr einer bestimmten Echonummer, sondern einer bestimmten Anregung zu geordnet. In das zentrale Segment werden die neun Echos E1 bis E9 der ersten Anregung exc1 eingetragen, in das sich in positiver Richtung anschließende Segment S1 die Echos der zweiten Anregung exc2, in das sich in negativer Richtung an schließende Segment S-1 alle Echos der dritten Anregung exc3 usw.. Durch diese Art der Einordnung entspricht die Echo amplitude und die T2-Wichtung in den Randsegmenten etwa der Echoamplitude und der T2-Wichtung im zentralen Segment, so daß der oben dargestellte Auflösungsverlust durch den T2- Abfall nicht auftritt.

Vorteilhafterweise kann man für die Randsegmente die Anzahl von Echos je Anregung erhöhen. Beispielsweise kann man in den Anregungen 2 bis 5 jeweils 33 Echos gewinnen. Damit wird zwar der Signalabfall aufgrund des T2-Abfalls vom ersten zum letz ten Echo nach einer Anregung gravierender, dies stört jedoch in den Randsegmenten weniger.

Beim Ausführungsbeispiel nach Fig. 4 treten relativ starke Amplitudensprünge zwischen den einzelnen Segmenten auf, die die Bildqualität verschlechtern können. Um dieses zu vermei den, kann man in Anlehnung an das in dem US-Patent 5,545,990 vorgeschlagene Verfahren eine Mittelung unterschiedlich ge wonnener Rohdatensätze durchführen. Dies ist beispielhaft in Fig. 5 dargestellt. Hierfür gewinnt man zwei vollständige Datensätze, d. h., man belegt zwei vollständige Rohdatenmatri zen RD1 und RD2, indem man im Beispiel die Anzahl der Anre gungen von 5 auf 10 verdoppelt. Die beiden Datensätze RD1 und RD2 sind identisch segmentiert. Die Echos der ersten Anregung werden wie gehabt in das zentrale Segment des ersten Daten satzes RD1 eingetragen, die Echos der zweiten Anregung Exc2 werden in das zentrale Segment der zweiten Rohdatenmatrix RD2 eingetragen, die Echos der dritten Anregung in das Segment S1 der ersten Rohdatenmatrix, die Echos der vierten Anwendung Exc4 in das Segment S1 des zweiten Rohdatensatzes RD2 usw.. In diesem Fall muß natürlich die Zahl der Echos je Anregung in den zugehörigen Anregungen im ersten und zweiten Rohdaten satz RD1 und RD2 übereinstimmen. Die Phasencodierung wird da bei so gesteuert, daß die Reihenfolge der belegten k-Raumzei len in beiden Rohdatensätzen entgegengesetzt verläuft, in an deren Worten, im Rohdatensatz RD1 ist das erste Echo E1 jeder Anregung der höchsten Zeilennummer des betreffenden Segments zugeordnet, das letzte Echo jeder Anregung der niedrigsten Zeilennummer des entsprechenden Segments. Im Datensatz RD2 dagegen ist das erste Echo jeder Anregung der niedrigsten Zeilennummer im betreffenden Segment und das letzte Echo der höchsten Zeilennummer zugeordnet. Damit entsteht für jedes Segment ein gegenläufiger Amplitudenverlauf über die Zeilen der Rohdatensätze RD1 und RD2 (in Fig. 5 mit ARD1 bzw. ARD2 bezeichnet). Wenn man nun die beiden Datensätze addiert (oder anders ausgedrückt: mittelt) erhält man einen fast ausgegli chenen Amplitudenverlauf, wie er im rechten Teil der Fig. 5 mit der Bezeichnung ASu dargestellt ist.

Die Einordnung der einzelnen Meßsignale in Zeilen der Rohda tenmatrizen werden bekanntlich durch Phasencodierung der Kernresonanzsignale festgelegt. Die Rohdatenmatrizen kann man als Meßdatenraum betrachten, der im allgemeinen als k-Raum bezeichnet wird. Für den k-Raum gelten folgende Definitionen:

Dabei ist γ die Larmorkonstante und G_X, G_Y, G_Z ein Magnetfeld gradient in der Richtung x, y bzw. z eines kartesischen Koor dinatensystems.

Aus einem Rohdatensatz im k-Raum, also der Rohdatenmatrix RD nach Fig. 4, kann man nun ein Bild rekonstruieren, da zwi schen dem Ortsraum (also dem Bild) und dem k-Raum mathema tisch der Zusammenhang über folgende mehrdimensionale Fou rier-Transformation besteht:

S(k_x, k_y, k_z) = ∫∫∫ρ(x, y, z)e^{i(k_xx+k_yy+k_zz)}dxdydz

Dabei ist ρ(x, y, z) die Spindichteverteilung und E das erhal tene Signal. Da die Meßwerte als diskrete numerische Werte vorliegen, wird die Fourier-Transformation als diskrete Fou rier-Transformation mittels FFT (Fast Fourier Transform)- Verfahren durchgeführt.

Wie bereits oben erwähnt, belegt jedes Signal E eine Zeile der Rohdatenmatrix. Die Zeilenposition ist dabei entsprechend den obigen Ausführungen durch den Wert k_y, also durch das Zeitintegral über den vorausgehenden Phasencodiergradienten in y-Richtung festgelegt.

In Fig. 6 ist ein Beispiel für die Phasencodierung der Kern resonanzsignale für sieben Echos des Segments S0 der oben dargestellten Rohdatenmatrix RD dargestellt. In der ersten Zeile sind ein 90°-HF-Anregepuls mit nachfolgenden 180°-HF- Refokussierungspulsen dargestellt. Nach jedem HF-Refokussie rungspuls RFR folgt ein Echo E, das durch Einwirken eines Auslesegradienten GR nach Zeile 2 frequenzcodiert wird. Durch diese Frequenzcodierung entsteht eine Phasendispersion in Zeilenrichtung der Rohdatenmatrix RD. Der Phasencodiergra dient GP ist in der dritten Zeile dargestellt. Das erste Echo E1 wird am stärksten in positiver Richtung phasencodiert, so daß es entsprechend der k-Raumposition im zentralen Segment S0 die oberste Zeile belegt. Anschließend wird die Phasenco dierung für dieses Echo E1 - wie bei Turbospinechosequenzen üblich - wieder zurückgesetzt. Die nachfolgenden Echos werden mit geringerer Amplitude phasencodiert bis zum Echo E4, das keine Phasencodierung aufweist und damit die Nullzeile der Rohdatenzeile RD belegt. Anschließend werden die Echos zuneh mend negativ phasencodiert.

In Fig. 7 ist der Amplitudenverlauf der Echos E1 bis E7 auf grund des T2-Abfalls dargestellt. Dabei wird deutlich, daß die späten Echos des Pulszugs eine deutlich geringere Ampli tude aufweisen, was aber mit der oben beschriebenen Mittelung nach der Gewinnung zweier vollständiger Rohdatensätze wieder ausgeglichen werden kann.

Ergänzend sei bemerkt, daß das hier beschriebene Verfahren auch mit dem Halb-Fourier-Verfahren kombiniert werden kann, bei dem nicht alle, sondern nur etwas mehr als die Hälfte al ler Zeilen einer Rohdatenmatrix gemessen werden. Da die Roh datenmatrix im Idealfall konjugiert symmetrisch ist, reicht die Messung eines halben Rohdatensatzes zur Erstellung eines vollständigen Bildes aus.

Ferner lassen sich mit dem beschriebenen Verfahren in an sich bekannter Weise auch dreidimensionale Datensätze erstellen, indem in einer zum Phasencodiergradienten und zum Auslesegra dienten senkrechten Richtung eine weitere Phasencodierung durchgeführt wird. Da ein solches Verfahren an sich hinrei chend bekannt ist, wird hier nicht näher darauf eingegangen.

In Fig. 8 ist stark schematisiert der Aufbau eines Kernspin tomographiegerätes dargestellt. Dieses besteht aus einem ein homogenes Grundfeld erzeugenden Magnetsystem 1 bis 4, das von einer Stromversorgung 11 gespeist wird. Im Magnetsystem sind Gradientenspulensysteme 7, 8 vorgesehen, die von einem Gra dientenverstärker 12 angesteuert werden. Die Gradientenspu lensysteme sind zur Erzeugung von Magnetfeldgradienten in drei Raumrichtungen x, y, z eines Koordinatensystems 6 ausge führt. Das Untersuchungsobjekt 5 ist von einer Hochfrequenz antenne 9 umgeben, die mit einer Hochfrequenz-Sendeeinheit 14 sowie mit einer Hochfrequenz-Empfangseinheit 15 verbunden ist. Die Hochfrequenz-Sendeeinheit 14 und die Hochfrequenz- Empfangseinheit 15 sind Bestandteil eines Hochfrequenzsystems 16, in dem unter anderem die empfangenen Signale abgetastet und phasenempfindlich demoduliert werden. Aus den demodulier ten Signalen wird mit einem Bildrechner 17 ein Bild darge stellt, das auf einem Monitor 18 abgebildet wird. Die gesamte Einheit wird von einem Steuerrechner 20 so angesteuert, daß beispielsweise eine Pulssequenz nach Fig. 6 erzielt wird und die oben beschriebene Einordnung der Rohdaten in einen Rohda tenspeicher erfolgt.

Claims

1. Pulssequenz zur Gewinnung von Rohdaten zur Berechnung eines Bildes aus einem Objekt mittels MR-Signalen mit folgen den Schritten:

a) mit einer Repetitionszeit (TR) werden auf das Objekt HF- Anregepulse (RF) eingestrahlt,
b) nach jedem Anregepuls werden n HF-Refokussierungspulse (RFR1-RFRn) eingestrahlt,
c) nach jedem HF-Refokussierungspuls (RFR1-RFRn) wird min destens ein Kernresonanzsignal (E) gewonnen,
d) jedes Kernresonanzsignal (E) wird durch einen vorgestell ten Phasencodiergradienten (GP) in mindestens einer Rich tung phasencodiert,
e) die Kernresonanzsignale (E) werden abgetastet digitali siert, phasenempfindlich demoduliert und in einer ihrer Phasencodierung entsprechenden Ordnung in Zeilen einer Rohdatenmatrix (RD) eingetragen,
f) die Phasencodierung der Kernresonanzsignale wird in einem derartigen zeitlichen Ablauf durchgeführt, daß die nach jeweils einer Anregung auftretenden Echos (E) Segmenten (S) aus zusammenhängenden Zeilen der Rohdatenmatrix (RD) zugeordnet sind,
g) die den zentralen Zeilen der Rohdatenmatrix (RD) zugeord neten Kernresonanzsignale (S) werden nach dem ersten HF- Anregepuls (RF1) und Kernresonanzsignale (S), die Zeilen mit zunehmendem Abstand vom Zentrum der Rohdatenmatrix zugeordnet sind, werden nach zunehmend späteren HF-Anrege pulsen (RF) gewonnen und
h) die Anzahl der nach jedem HF-Anregepuls (RF) eingestrahl ten HF-Refokussierungspulse (RFR) steigt bei späteren HF- Anregepulsen (RF).

2. Pulssequenz nach Anspruch 1, wobei für jede Zeile minde stens eines Segments (S) zwei Meßwerte nach zwei unterschied lichen HF-Anregepulsen (RF) gewonnen werden, die aufgrund des T2-Abfalls eine unterschiedliche Signalamplitude aufweisen und wobei diese beiden Meßwerte gemittelt werden.

3. Pulssequenz nach Anspruch 2, wobei die Meßwerte für alle Zeilen mindestens eines Segments (S) nach zwei aufeinander folgenden HF-Anregepulsen (RF) gewonnen werden, und zwar mit zeitlich entgegengesetzter Reihenfolge der Zeilenbelegung der Rohdatenmatrix, wobei die Meßwerte für jede Zeile gemittelt werden.

4. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei nur etwas mehr als die Hälfte des k-Raums mit Kernresonanzsigna len belegt wird.

5. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei auch in Schichtselektionsrichtung ein Phasencodiergradient ge schaltet wird, so daß man eine dreidimensionale Rohdatenma trix erhält.

6. Kernspintomographiegerät zur Durchführung der Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 5 mit einer Steuervorrichtung (20) zur Ansteuerung eines Gradientenverstärkers (12) und einer Hochfrequenz-Sende- und Empfangseinheit (16), einer Speichereinheit (17a), in der die von der Hochfrequenz-Sende- und Empfangseinheit (16) gewonnenen demodulierten und digita lisierten Abtastwerte nach ihren Phasenfaktoren geordnet ab gespeichert werden.