DE19843463A1

DE19843463A1 - Kernspintomographiegerät

Info

Publication number: DE19843463A1
Application number: DE19843463A
Authority: DE
Inventors: Arnulf Oppelt
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1998-09-22
Filing date: 1998-09-22
Publication date: 2000-03-23
Anticipated expiration: 2018-09-23
Also published as: DE19843463C2; US6255821B1; JP2000093406A; JP4393635B2

Abstract

Das Untersuchungsvolumen ist in mindestens einer Raumrichtung in mindestens zwei aufeinanderfolgende Segmente (I-III) aufgeteilt, wobei das Gradientenspulensystem (21) so ausgeführt ist, daß der Magnetfeldgradient (Gz) in dieser Raumrichtung alterniert. Jedem Segment (I-III) ist ein gesondertes Teilsystem (22-24) des Antennensystems zum Senden und/oder Empfangen zugeordnet.

Description

In der Kernspintomographie werden verschiedene magnetische und elektromagnetische Felder appliziert. Das Untersuchungs objekt liegt in einem starken Magnetfeld von etwa 0,2 bis 4 T. Zur Anregung der Kernspins werden Hochfrequenzfelder im Bereich von 10 bis 160 MHz verwendet. Zur Ortsauflösung wer den dem Grundmagnetfeld magnetische Feldgradienten, d. h. ortsabhängige Magnetfelder, überlagert. Die Magnetfeldgra dienten werden innerhalb einer Pulssequenz zum Anregen und Auslesen der Kernresonanzsignale mehrfach geschaltet. Für Bilder mit hoher Ortsauflösung und kurzer Meßzeit sind Ma gnetfeldgradienten mit kurzer Anstiegszeit und hoher Stärke erforderlich.

Die zeitabhängigen Magnetfeldgradienten induzieren in leitfä higen Teilen Ströme. Dies gilt nicht nur für metallische Ein bauten im Untersuchungsraum des Kernspintomographiegeräts, sondern im Prinzip auch für das Untersuchungsobjekt. Bei kur zen Anstiegszeiten und hohen Amplituden können bei zu unter suchenden Personen periphere Nervenstimulationen auftreten, die sich vor allem in Muskelzuckungen äußern. Diese Stimula tionen wurden von untersuchten Personen je nach dem unter suchten Körperteil als Zuckungen in der Gesäß- und Rückenge gend sowie auch in der Nasenwurzel beschrieben. Bei Gradien tenstärken von 15 mT/m in Anstiegszeiten bis 500 µs/s ergeben sich im allgemeinen keine gravierenden Stimulations-Probleme. Wenn man jedoch die Gradientenstärke weiter steigert und/oder die Schaltzeiten verkürzt, stößt man an physiologische Gren zen, weil dann auch schmerzhafte Stimulationen auftreten kön nen. Wie von W. Irnich in der Veröffentlichung "Electrostimu lation by time-varying magnetic fields", erschienen in MAGMA 2 (1994), 43-49, gezeigt, ist die Stimulationsschwelle dabei durch die kritische Änderung der magnetischen Feldstärke ΔB gegeben. Bei festgelegten Schaltzeiten bestimmt also die ab solute Größe der magnetischen Feldstärkenänderung und nicht die des magnetischen Feldgradienten die Stimulationsschwelle.

Um periphere Muskelstimulationen zu verhindern, wird übli cherweise die Ausdehnung z_max des Magnetfeldgradienten in Längsachse des Meßobjekts eingeschränkt. Dies hat aber zur Folge, daß das Abbildungsfeld ebenfalls beschränkt ist. Damit kann man Bereiche des abzubildenden Objekts nicht mehr in ei ner Untersuchung darstellen, selbst wenn die räumliche Aus dehnung des Homogenitätsvolumens des Grundfeldes dies zulie ße.

Zur Lösung des Stimulationsproblems wurde in der deutschen Offenlegungsschrift 42 25 592 vorgeschlagen, stimulationsemp findliche Bereiche außerhalb des Untersuchungsbereichs mit einer geschlossenen Leiterschleife zu überdecken. In dieser Offenlegungsschrift ist ausgeführt, daß das Stimulationspro blem bei Kernspintomographiegeräten, bei denen der Patient von ringförmigen Magnetspulen umgeben ist (typischerweise al so bei supraleitenden Magnetkonstruktionen), hauptsächlich in Richtung der Längsachse des Magneten besteht. Diese Richtung, die mit der Längsrichtung des Untersuchungsobjekts zusammen fällt, wird üblicherweise als z-Richtung bezeichnet. Das Ver fahren, stimulationsempfindliche Bereiche außerhalb des Un tersuchungsbereichs abzudecken, erschwert jedoch die Handha bung des Kernspintomographiegeräts.

Aufgabe der Erfindung ist es daher, ein Kernspintomographie gerät und ein Verfahren zu dessen Betrieb so auszugestalten, daß auch Pulssequenzen mit extrem kurzer Meßzeit und hoher Ortsauflösung ohne Gefahr von peripheren Stimulationen einge setzt werden können.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die Merkmale des An spruchs 1 gelöst. Durch einen segmentweise alternierenden Ma gnetfeldgradienten erhält man bei im Vergleich zu herkömmli chen Gradienten gleicher Anstiegszeit und gleicher Stärke ei nen entsprechend der Anzahl der Segmente niedrigeren Absolut wert der maximalen magnetischen Feldstärkenänderung. Dieser Wert bestimmt jedoch, wie eingangs ausgeführt, die Stimulati onsschwelle. Dabei wird das zur Verfügung stehende Abbil dungsfeld nicht beschränkt. Ferner sind keine zusätzlichen Eingriffe am Patienten erforderlich.

Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Un teransprüchen angegeben.

Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 6 näher beschrieben. Dabei zeigen:

Fig. 1 schematisch den Aufbau eines Kernspintomographiege räts,

Fig. 2 den herkömmlichen Verlauf des Magnetfelds in z-Richtung,

Fig. 3 einen in z-Richtung alternierenden Gradienten Gz für den Idealfall,

Fig. 4 den daraus resultierenden Magnetfeldverlauf in z-Richtung,

Fig. 5 den realen Verlauf des Magnetfelds in z-Richtung,

Fig. 6 schematisch ein Beispiel für die Anordnung von Gra dientenspulen und Hochfrequenzantennen.

Das folgende Ausführungsbeispiel der Erfindung bezieht sich auf ein Magnetsystem, bei dem das Untersuchungsobjekt von Ringspulen umgeben ist, also eine Konstruktion, wie sie typi scherweise mit supraleitenden Magneten eingesetzt wird. Die folgenden Ausführungen lassen sich jedoch leicht auch auf Polplattenmagnete, z. B. C-Bogen-Magnete, übertragen.

Wie bereits oben ausgeführt, tritt das Problem von Stimula tionen hauptsächlich in Längsrichtung des Untersuchungsob jekts auf, die bei den hier beschriebenen Magneten mit der Magnetachse zusammenfällt und üblicherweise als "z-Richtung" bezeichnet ist. Es ist jedoch darauf hinzuweisen, daß sich die nachfolgend erörterten Maßnahmen grundsätzlich in allen Raumrichtungen anwenden lassen.

In Fig. 1 ist stark schematisiert der Aufbau eines Kernspin tomographiegeräts 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. Dabei ist auch bezüglich der nachfolgenden Beschrei bung die Richtung z als die Richtung des Grundmagnetfelds de finiert. Die Richtung z stellt auch die Längsrichtung des Un tersuchungsobjekts, in diesem Fall eines Patienten 5, dar.

Das Untersuchungsobjekt 5 ist von einer Hochfrequenzsende- und -empfangsantenne 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 Hoch frequenzsystems 16, in dem unter anderem die empfangenen Si gnale abgetastet und phasenempfindlich demoduliert werden. Aus den demodulierten Signalen wird mit einem Bildrechner 17 ein Bild dargestellt, das auf einem Monitor 18 abgebildet wird. Die gesamte Einheit wird von einem Steuerrechner 20 an gesteuert.

In Fig. 2 ist der herkömmliche Verlauf des Grundmagnetfelds B(z) bei eingeschaltetem Magnetfeldgradienten Gz in z-Richtung dargestellt. Wie eingangs ausgeführt, ist bei fest gelegten Schaltzeiten die maximale Feldstärke ΔB_max aufgrund des Magnetfeldgradienten für die Stimulation maßgeblich. Bei einem linearen Magnetfeld, das im Abbildungsfeld angestrebt wird, ist die Größe Gz_max proportional zum Ort z und zur Gra dientenstärke Gz = dB(z)/dz. Um ΔB_max nicht unnötig ansteigen zu lassen, ist es bekannt, den Linearitätsbereich auf das üb liche Abbildungsfeld innerhalb einer Kugel mit 20 bis 25 cm Durchmesser im Symmetriezentrum des Geräts zu beschränken. Außerhalb des Abbildungsfeldes wird der Magnetfeldgradient Gz geringer oder sogar negativ.

Bei solchen herkömmlichen Magnetfeldgradienten gerät man bei kurzen Anstiegszeiten und/oder hohen Gradientenamplituden an Grenzen, bei denen eine nicht mehr tolerierbare Stimulation auftritt. Der Wert Gz_max könnte nur durch eine Verkleinerung der Gradientenstärke G_z oder durch eine Verkleinerung des Ab bildungsfensters reduziert werden. Ein kleinerer Magnetfeld gradient Gz bedingt jedoch auch eine geringere Ortsauflösung. Eine Verkleinerung des Abbildungsfeldes bedeutet, daß Berei che des abzubildenden Objekts nicht in einer Untersuchung, d. h. ohne Verschieben des Objekts in z-Richtung, dargestellt werden können, selbst wenn die räumliche Ausdehnung des Homo genitätsvolumens des Grundmagnetfelds dies zuließe.

Um das Problem der Stimulation ohne Einschränkung der räumli chen Auflösung oder Verringerung des Abbildungsfeldes zu lö sen, wird gemäß der Erfindung das Meßobjekt nicht einem räum lich konstanten Magnetfeldgradienten ausgesetzt, sondern ei nem räumlich alternierenden. Im Beispiel nach Fig. 3 wird das Abbildungsfeld dazu in z-Richtung in drei Segmente I bis III eingeteilt, wobei die Richtung des Magnetfeldgradienten Gz von Segment zu Segment alterniert. In Fig. 4 ist der zu gehörige Verlauf des Magnetfelds ΔB(z) in z-Richtung darge stellt. Man erkennt, daß man bei gleicher Gradientenstärke Gz = dB(z)/dz geringere maximale Werte des zeitlich wechseln den Magnetfeldes ΔB(z) bekommt als bei einem über die z-Achse konstanten Gradienten Gz. Allgemein gesagt wird der Maximal wert ΔB(z)_max im Verhältnis zur Anzahl der gewählten Segmente kleiner, d. h. im Beispiel nach Fig. 4 ein Drittel mal so groß wie im Beispiel nach Fig. 2. Zweckmäßigerweise wird man die Anzahl der Segmente so wählen, daß bei diesem Maximalwert ΔB(z)_max keine Stimulation des Patienten auftritt.

Bekanntlich wird in der Kernspintomographie eine Ortsauflö sung dadurch erzielt, daß die Resonanzfrequenz der Kernspins mit der gyromagnetischen Konstanten als Faktor proportional zum Magnetfeld am Ort des jeweiligen Kernspins ist. Dies wird sowohl bei der selektiven Anregung als auch beim frequenzco dierten Auslesen von Kernresonanzsignalen ausgenutzt. Bei An wendung eines alternierenden Gradienten besteht jedoch kein eindeutiger Zusammenhang mehr zwischen Resonanzfrequenz und Ort. In Fig. 4 erkennt man beispielsweise, daß an den Orten 21 und 22 jeweils dasselbe Magnetfeld herrscht und damit Kernspins aus diesen beiden Orten dieselbe Resonanzfrequenz aufweisen. Mit herkömmlichen MR-Geräten sind daher Spins an den Orten 21 und 22 weder bei der Anregung noch beim Auslesen auseinanderzuhalten.

Um eine eindeutige Zuordnung jedes Kernresonanzsignals zu seinem Ort treffen zu können, werden zum Empfang des Kernre sonanzsignals mehrere Hochfrequenz-Empfangsantennen einge setzt, deren jeweiliges Empfindlichkeitsprofil in z-Richtung möglichst genau mit der Ausdehnung der einzelnen Segmente I bis III übereinstimmt. Im Ausführungsbeispiel nach Fig. 6 ist dies durch drei in Richtung der z-Achse versetzte Hoch frequenzspulen 22 bis 24 angedeutet. Aus physikalischen Grün den ist es jedoch nicht möglich, Empfangsspulen so auszubil den, daß ausschließlich Kernresonanzsignale aus dem zugeord neten Segment empfangen werden. Das Empfangsgebiet einer Hochfrequenzspule 22 bis 24 wird daher nicht nur Kernreso nanzsignale aus dem zugeordneten Segment empfangen, sondern - wenn auch etwas abgeschwächt - Kernresonanzsignale aus dem Nachbarsegment. Da aber umgekehrt auch die dem Nachbarsegment zugeordnete Hochfrequenzspule 22 bis 24 Signale aus dem zu erst betrachteten Segment empfängt, läßt sich das Überspre chen von Bildsignalen aus benachbarten Segmenten wie im fol genden gezeigt korrigieren, wenn der Empfindlichkeitsverlauf der Empfangsspulen 22 bis 24 über den Ort bekannt ist: Hierzu sei entsprechend Fig. 4 angenommen, daß eine erste Hochfre quenz-Empfangsspule bei einer Frequenz Δω Kernresonanzsigna le S1 mit der Ortskoordinate z1 und mit einer um s verminder ten Empfindlichkeit Kernresonanzsignale derselben Frequenz mit der Ortskoordinate 22 empfängt. Eine zweite, dem Segment II zugeordnete Hochfrequenz-Empfangsspule empfängt Kernreso nänzsignale S2 von der Ortskoordinate 22 und mit einer um ε verminderten Empfindlichkeit von der Ortskoordinate z1. Damit gilt:

S1 (Δω) = f (z1) + εf (z2)

S2 (Δω) = f (z2) + εf (z1)

Wie oben ausgeführt, soll das für beide Hochfrequenz- Empfangsspulen gleiche Empfindlichkeitsprofil ε bekannt sein. Dann lassen sich aus den Empfangssignalen die Signalbeiträge f(z1) und f(z2) von den z-Koordinaten z1 und z2 berechnen ge mäß:

Bei Einsatz von mehr als zwei Hochfrequenz-Empfangsspulen können die Signalbeiträge aus unterschiedlichen z-Koordinaten entsprechend koordiniert werden.

Es ist noch auf folgendes weitere Problem hinzuweisen: Bei der Darstellung nach den Fig. 3 und 4 war angenommen wor den, daß zwischen den Segmenten ein übergangsloser Polari tätswechsel stattfindet, d. h., daß die Magnetfeldänderung DB(z) einen sägezahnförmigen Verlauf aufweist. Aus physikali schen Gründen kann aber ein derartiger Feldverlauf nicht rea lisiert werden, da der Übergang der Gradienten stetig sein muß. Damit erhält man in der Praxis einen Feldverlauf ΔB(z), wie er in Fig. 5 mit einer durchgezogenen Linie dargestellt ist. Dieser Feldverlauf ist nur abschnittsweise linear und weist angenähert eine Sinusform auf. Beim Übergang zwischen den Segmenten ist der Feldverlauf in z-Richtung flach, so daß hier keine Ortsauflösung erzielt werden kann. Im Gesamtbild, das sich aus den Teilbildern aus den Empfangssignalen der den jeweiligen Segmenten I bis III zugeordneten Hochfrequenz- Empfangsspulen ergibt, treten damit Bildlücken auf. Diese werden umso schmäler, je höher die Anzahl der Segmente ist. Wenn diese Bildlücken nicht toleriert werden können, wird vorgeschlagen, ein zweites Gradientenfeld vorzusehen, wie es in Fig. 5 gestrichelt dargestellt ist. Dieses zweite Gra dientenfeld weist einen zum ersten Gradientenfeld identischen Verlauf auf, ist jedoch gegenüber dem ersten um eine Segment breite in z-Richtung versetzt. Die MR-Messung wird dann zwei mal, nämlich einmal mit dem ersten Gradientenfeld und einmal mit dem zweiten Gradientenfeld, durchgeführt. Wie man aus der Abbildung nach Fig. 5 sieht, kann man damit die Bildlücken, die am Ort der Polaritätswechsel des Gradientenfeldes entste hen, abdecken.

Zur Realisierung des um eine halbe Segmentbreite versetzten Gradientenfeldes werden zwei Möglichkeiten vorgeschlagen: Im einfachsten Fall wird das Meßobjekt um eine halbe Segment breite verschoben und ein zweites Bild angefertigt, das das erste Bild in der dargestellten Weise ergänzt. Ohne mechani sche Verschiebung kommt man mit einer allerdings aufwendige ren Lösung aus, wenn man für den Magnetfeldgradienten in z-Richtung ein zweites Gradientenspulensystem mit entsprechend versetztem Gradientenfeld vorsieht.

Die zweite Messung dient jeweils zur Abdeckung der besproche nen Bildlücken. Über weite Bereiche erhält man aber für jedes Bildpixel zwei Meßsignale. Diese Tatsache kann wiederum auf zwei Arten genutzt werden: Durch Mittelung der beiden für ein Bildpixel zur Verfügung stehenden Signale kann man ein ver bessertes Signal-Rausch-Verhältnis erzielen. Die beiden Gra dientenfelder können aber auch so appliziert werden, daß zwei überlagerte Bilder mit einem um eine halbe Pixellänge ver schobenen Abtastraster entstehen. Von den bezüglich jedes Si gnals vorhandenen Bildlücken abgesehen kann man dabei die Auflösung des Bildes in z-Richtung verdoppeln.

In Fig. 6 ist schematisch eine Realisierungsmöglichkeit für ein Gradientenspulensystem zur Erzeugung eines räumlich al ternierenden z-Gradienten dargestellt. Für drei Segmente be steht das Gradientenspulensystem aus vier Einzelspulen 21a-21d mit alternierender Stromrichtung. Damit wird dem Grundma gnetfeld in z-Richtung ein Magnetfeldgradient in z-Richtung aufgeprägt, der den in Fig. 5 dargestellten Verlauf hat. Nä here Angaben zur Auslegung eines derartigen Gradientenspulen systems finden sich beispielsweise in der US-Patentschrift 4,468,622.

Für den oben angegebenen Fall zweier um eine Segmentbreite versetzten Gradientenfelder kann das dargestellte Gradienten spulensystem nochmals mit einem Versatz um eine halbe Seg mentbreite in z-Richtung vorgesehen werden.

Claims

1. Kernspintomographiegerät mit einem Grundfeldmagneten (1-4) und einem Gradientenspulensystem (7, 8) zur Erzeugung von Ma gnetfeldgradienten in drei aufeinander senkrecht stehenden Raumrichtungen (x, y, z) sowie einem Antennensystem (9) zum Senden von Hochfrequenzimpulsen und zum Empfang von Kernreso nanzsignalen aus einem Untersuchungsvolumen, dadurch gekennzeichnet, daß das Untersuchungsvolumen in mindestens einer Raumrichtung (z) in mindestens zwei auf einanderfolgende Segmente (I-III) aufgeteilt ist, daß das Gradientenspulensystem (21a-21d) für diese Raumrichtung so ausgeführt ist, daß der Magnetfeldgradient (Gz) in dieser Raumrichtung (z) alterniert und daß jedem Segment (I-III) ein gesondertes Teilsystem (22-24) des Antennensystems zum Senden und/oder Empfangen zugeordnet ist, wobei die Teilsysteme (22-24) bezüglich jedes Segments (I-III) eine unterschiedliche Empfindlichkeit aufweisen.

2. Kernspintomographiegerät, wobei der Grundfeldmagnet aus das Untersuchungsvolumen einschließenden Ringspulen (1-4) be steht und wobei die Raumrichtung (z) der Segmentfolge in Richtung des Grundmagnetfelds liegt.

3. Kernspintomographiegerät nach Anspruch 1 oder 2, wobei der alternierende Magnetfeldgradient (Gz) durch in Richtung der Segmentfolge versetzte, gegenläufig stromdurchflossene Ring spulen (21a-21d) erzeugt wird.

4. Kernspintomographiegerät nach Anspruch 1, wobei der Emp findlichkeitsbereich jedes Teilsystems (22-24) des Antennen systems auf das zugeordnete Segment (I-III) abgestimmt ist.

5. Kernspintomographiegerät nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei zwei in Raumrichtung der Segmentfolge versetzte Gra dientenspulensysteme zur Erzeugung des alternierenden Magnet feldgradienten (21a-21d) vorgesehen sind.

6. Kernspintomographiegerät nach Anspruch 5, wobei die Gra dientenspulensysteme um eine halbe Segmentlänge versetzt sind.

7. Verfahren zum Betrieb eines Kernspintomographiegeräts nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Empfangssignale jedes Teilsystems (22-24) des Antennensystems getrennt zu Teilbild informationen verarbeitet werden, die zu einem Gesamtbild zu sammengesetzt werden und wobei Signalbeiträge aus den einzel nen Objektpixeln aufgrund der bekannten Empfindlichkeitsver läufe der Teilsysteme (22-24) berechnet werden.

8. Verfahren zum Betrieb eines Kernspintomographiegeräts nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei für jedes Gesamtbild zwei Messungen mit einem in der Raumrichtung der Segmentfolge ver setzten Gradientenfeld durchgeführt werden.

9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei ein Versatz des Gradien tenfeldes um eine halbe Segmentlänge erfolgt.

10. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, wobei ein Pixelraster der beiden Messungen um eine halbe Pixellänge verschoben ist und daß aus den beiden Messungen ein Gesamtbild mit einer ge genüber den beiden einzelnen Messungen verdoppelter Ortsauf lösung in der Raumrichtung der Segmentfolge gewonnen wird.

11. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 10, wobei der Versatz des Gradientenfeldes relativ zum Untersuchungsobjekt durch Verschieben des Untersuchungsobjekts in die entspre chende Richtung durchgeführt wird.