DE19901726B4 - Verfahren zur Verringerung von Maxwell-Term-Artefakten bei schnellen Spinecho-Magnetresonanzbildern - Google Patents

Verfahren zur Verringerung von Maxwell-Term-Artefakten bei schnellen Spinecho-Magnetresonanzbildern Download PDF

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Abstract

Verfahren zum Betreiben eines kernmagnetischen Resonanzsystems zur Durchführung einer schnellen Spinecho-Impulsfolge, mit den Schritten
(a) Erzeugen eines Hochfrequenzanregungsimpulses zur Erzeugung einer transversalen Magnetisierung, die ein kernmagnetisches Resonanzsignal erzeugt,
(b) Erzeugen eines Schnittauswahlgradientenimpulses gleichzeitig mit dem Hochfrequenzanregungsimpuls,
(c) Erzeugen einer Folge von Hochfrequenz-Nachfokussierimpulsen zur Erzeugung einer entsprechenden Folge von kernmagnetischen Resonanz-Spinechosignalen,
(d) Erzeugen einer Folge von Schnittauswahlgradientenimpulsen gleichzeitig mit den jeweiligen Hochfrequenz-Nachfokussierimpulsen,
(e) Erzeugen von Paaren von Brechgradientenimpulsen mit im wesentlichen identischen Werten, wobei jedes Paar von Brechgradientenimpulsen mit einem jeweiligen der Hochfrequenz-Nachfokussierimpulse assoziiert ist, wobei ein Brechgradientenimpuls vor seinem assoziierten Hochfrequenz-Nachfokussierimpuls und der andere Brechgradientenimpuls nach seinem assoziierten Hochfrequenz-Nachfokussierimpuls angelegt wird, wobei einer der Brechgradientenimpulse in dem Paar der Brechgradientenimpulse, der mit dem ersten Hochfrequenz-Nachfokussierimpuls in der Folge von Hochfrequenz-Nachfokussierimpulsen assoziiert ist, bezüglich seines Werts zur Verringerung von durch Maxwell-Term-Fehler in dem Gradienten erzeugten Bildartefakten angepasst wird, und einer der Brechgradientenimpulse in jedem Paar folgender...

Description

  • Die Erfindung betrifft ein Kernmagnetresonanz-Abbildungsverfahren.
  • Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf die Korrektur von Bildartefakten, die durch „Maxwell-Terme” verursacht werden, die durch Abbildungsgradienten bei Magnetresonanz-Abbildungssystemen erzeugt werden.
  • Wenn eine Substanz wie menschliches Gewebe einem gleichmäßigen Magnetfeld (Polarisationsfeld B0) ausgesetzt wird, versuchen die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe sich mit diesem Polarisationsfeld auszurichten. Sie weisen auch eine Präzession darum bei ihrer charakteristischen Larmorfrequenz auf. 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 Mz gedreht oder in die X-Y-Ebene zur Erzeugung eines netto-transversalen magnetischen Moments Mt gekippt werden. Durch die angeregten Spins wird ein Signal emittiert, und nachdem das Anregungsfeld B1 abgeschaltet wird, kann dieses Signal empfangen und zur Ausbildung eines Bildes verarbeitet werden.
  • Bei der Verwendung dieser Signale zur Erzeugung von Bildern werden Magnetfeldgradienten (Gx, Gy und Gz) verwendet. Typischerweise wird das abzubildende Gebiet durch eine Folge von Meßzyklen abgetastet, bei denen diese Gradienten sich entsprechend dem verwendeten bestimmten Lokalisationsverfahren verändern. Der resultierende Satz empfangener kernmagnetischer Resonanzsignale (NMR-Signale) wird digitalisiert und zur Rekonstruktion des Bildes unter Verwendung eines vieler bekannter Rekonstruktionsverfahren verarbeitet.
  • Ein Verfahren zur schnellen Erzeugung von Bildern ist die relaxationsverbesserte Schnellerfassungs-Folge (Rapid Acquisition Relaxation Enhanced(RARE)-Folge), die von J. Hennig et al. in einem Artikel in Magnetic Resonance in Medicine 3,823–833 (1986) mit dem Titel „Rare Imaging: A Fast Imaging Method for Clinical MR” beschrieben ist. Die RARE-Folge sowie ihre als schnelle Spinecho-Folge (FSE-Folge) bekannte Variante verwenden eine Carr-Purcell-Meiboom-Gill-Hochfrequenz-Impulskette, um mehrfache Spinecho-Signale aus einer einzelnen Anregung zu erzeugen, wobei jedes erfaßte Echosignal einzeln phasencodiert wird. Jede Impulsfolge oder jede Aufnahme resultiert daher in der Erfassung einer Vielzahl von Ansichten. Bei der originalen RARE-Folge kann die Anzahl von Ansichten soviel wie 128 sein. Somit können ausreichend Daten zur Bildrekonstruktion in einer einzelnen Aufnahme erhalten werden. Bei den meisten klinischen Anwendungen wird jedoch typischerweise eine Vielzahl von Aufnahmen zur Erfassung eines kompletten Datensatzes verwendet, wie es von R. V. Mulkern et al. in Magnetic Resonance Imaging, Band 8, Seiten 557–566, 1990, beschrieben ist.
  • Es ist bekannt, daß Imperfektionen bei den linearen Magnetfeldgradienten (Gx, Gy und Gz) Artefakte bei rekonstruierten Bildern erzeugen. Es ist beispielsweise ein bekanntes Problem, daß durch Gradientenimpulse erzeugte Wirbelströme die Magnetfelder verzerren und Bildartefakte erzeugen. Verfahren zur Kompensation derartiger Wirbelstromfehler sind beispielsweise in der US 4 698 591 , US 4 950 994 und US 45 226 418 , 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 unkompensierten Wirbelstromfehlern und Gradienten-Ungleichmäßigkeitsfehlern, die der Korrektur entkommen, kann angenommen werden, daß die Magnetfeldgradienten (Gx, Gy und Gz) lineare Magnetfelder genau wie programmiert erzeugen, und somit die NMR-Daten räumlich bzw. örtlich korrekt codieren. Mit diesen Gradienten ist das gesamte Magnetfeld am Ort (x, y, z) herkömmlicherweise zu B0 + Gxx + Gyy + Gzz gegeben, und die Richtung des Feldes verläuft für gewöhnlich entlang der z-Achse. Diese Beschreibung ist allerdings nicht ganz korrekt. Solange ein linearer Magnetfeldgradient angelegt wird, wird das Gesamtmagnetfeld weg von der z-Achse geschwenkt und seine Amplitude zeigt Ortsabhängigkeiten höherer Ordnung (x2, y2, z2, z3, ...). Diese Phänomene sind eine direkte Folge der Maxwell-Gleichungen, die fordern, daß das Gesamtmagnetfeld folgende zwei Bedingungen erfüllt: ∇ →·B → = 0 und ∇ → × B → = 0. Die Magnetfelder höherer Ordnung, die als Maxwell-Terme (oder Maxwell-Felder) bezeichnet werden, stellen einen fundamentalen physikalischen Effekt dar und sind nicht mit Wirbelströmen oder einer Imperfektion der Hardware-Entwicklung und -Herstellung verbunden. Obwohl Maxwell-Terme zumindest seit einem Jahrzehnt bekannt sind, wurde ihre Auswirkung auf die Abbildung aufgrund ihrer geringen Folgen unter herkömmlichen Abbildungsbedingungen weitgehend ignoriert.
  • Die DE 198 01 808 A1 offenbart ein Verfahren zur Verringerung von Maxwell-Term-Artefakten bei schnellen Spinecho-Magnetresonanzbildern. Eine rechte Brechgradientenkeule für einen ersten 180°-Nachfokussierimpuls soll entwickelt werden, die gleichzeitig die Fläche und den Maxwell-Term von zwei vorausgehenden Gradientenkeulen durch Ausnutzung des Phasenumkehreffekts des Hochfrequenz-Nachfokussierimpulses zu null macht. Dabei sind alle weiteren Gradientensignalverläufe nach der Brechgradientenkeule symmetrisch hinsichtlich jedes Nachfokussier-RF-Impulses.
  • Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zum Betreiben eines kernmagnetischen Resonanzsystems zur Durchführung einer schnellen Spinecho-Impulsfolge auszugestalten, bei dem Bildartefakte in der FSE-Folge aufgrund von Maxwell-Termen durch Änderung der Gradientensignalverläufe unterdrückt werden. In der Schnittauswahlrichtung werden Gradientensignalverläufe symmetrisch um Nachfokussierimpulse gemacht, wo dies bevorzugt ist, und für den ersten Nachfokussierimpuls, bei dem eine derartige Symmetrie nicht bevorzugt ist, wird einer der Brechgradientenimpulse in der Größe zur Beseitigung von Artefakten aufgrund des quadrierten Maxwell-Terms (d. h. x2, y2 oder z2) angepaßt. Artefakte aufgrund der quadrierten Terme, die sich aus den Phasencodierungs-Gradientenimpulsen ergeben, werden durch Verringerung deren Amplitude auf den minimal möglichen Betrag innerhalb des Zeitabschnitts minimiert, der für deren Ausbildung bzw. Ausgabe jeweils möglich ist. Die Artefakte aufgrund der quadrierten Maxwell-Terme, die sich aus dem Auslesegradienten ergeben, werden durch Anpassung der Größe der Vorphasenkeule des Auslesegradienten beseitigt.
  • Die durch die gemischt quadratischen Maxwell-Terme (d. h. xz- und yz-Terme) verursachten Artefakte sind im allgemeinen klein und können oft unter Verwendung regulärer FSE-Phasenkorrekturverfahren beseitigt werden, wie es in der US 5 378 985 A ,(Januar 1995) beschrieben ist. In Fällen, in denen derartige Terme signifikant werden und unter Verwendung der vorhandenen Phasenkorrekturverfahren nicht entfernt werden können, kann die Position der Gradientensignalverläufe derart eingestellt werden, daß sie in der Impulsfolge nicht überlappen (oder minimal überlappen).
  • Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeichnung näher beschrieben. Es zeigen:
  • 1 ein Blockschaltbild eines Magnetresonanz-Abbildungssystems, bei dem die Erfindung verwendet werden soll,
  • 2 ein Blockschaltbild der Sende-Empfangseinrichtung, die einen Teil des Magnetresonanz-Abbildungssystems in 1 bildet,
  • 3 eine herkömmliche FSE-Impulsfolge (durchgezogene Linien) und eine verbesserte FSE-Impulsfolge (gestrichelte Linien) gemäß der Erfindung, die bei dem Magnetresonanz-Abbildungssystem in 1 verwendet wird,
  • 4 eine grafische Darstellung eines trapezförmigen Gradientenimpulses,
  • 5 eine grafische Darstellung verbesserter Gradientenimpulse in der Schnittauswahlrichtung, die in der FSE-Folge gemäß 3 verwendet werden,
  • 6 eine grafische Darstellung der verbesserten Gradientenimpulse in der Ausleserichtung, die in der FSE-Folge gemäß 3 verwendet werden, und
  • 7 eine grafische Darstellung einer Alternative zur Einstellung des Schnittauswahlgradientens zur Beseitigung der Maxwell-Terme durch Addition eines extra Geschwindigkeits-kompensierten Impulses, d. h. eines (1, –2, 1)-Impulses mit Nullbereich.
  • Die Maxwell-Terme sind im wesentlichen die Ortsgradienten höherer 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 Maxwell-Gleichungen hergeleitet werden. Entsprechend den Maxwell-Gleichungen muß ein Magnetfeld B → folgende zwei Bedingungen erfüllen: ∇ →·B → = 0 (Divergenzgleichung), (1a)
    Figure 00060001
    wobei ∇ → der Differentialoperator (∇ → ≡ î∂/∂x + ĵ∂/∂y + k ^∂/∂z), E → das elektrische Feld, J → die Stromdichte und μ0 und ε0 jeweils die magnetische Permeabilitätskonstante und die Dielektrizitätskonstante des freien Raums sind. Ist keine Stromdichte vorhanden und das elektrische Feld statisch, reduziert sich Gleichung 1b zu: ∇ →·B → = 0. (1c)
  • Aus den Gleichungen 1a und 1c wird folgendes erhalten:
    Figure 00060002
    Figure 00070001
  • Die vorstehenden vier Gleichungen 2 und 3a–c enthalten im ganzen 9 partielle Ableitungen, unter denen lediglich 5 unabhängig sind. Die nächste Aufgabe besteht in der Auswahl dieser fünf unabhängigen Variablen. Mit
    Figure 00070002
    (Gx, Gy und Gz sind die linearen Gradienten) können Gx, Gy und Gz als die ersten drei unabhängigen Variablen ausgewählt werden. Für ein radial symmetrisches Gz-Feld in Zylinderkoordinaten sollten ∂Bx/∂x und ∂By/∂y identisch sein. Um jedoch einen allgemeineren Fall abzudecken, wird ein dimensionsloser Symmetrieparameter α als vierte unabhängige Variable ausgewählt:
    Figure 00070003
  • Die letzte unabhängige Variable kann zweckmäßig (beruhend auf Gleichung 3a) folgendermaßen gewählt werden:
    Figure 00070004
  • An diesem Punkt können alle partiellen Ableitungen in den Gleichungen 2 und 3 unter Verwendung der fünf unabhängigen Variablen Gx, Gy, Gz, α und g wie folgt ausgedrückt werden:
    Figure 00080001
  • Mit allen Termen ergibt sich das gesamte Magnetfeld zu: B → = îBx + ĵBy + k ^Bz, (7)wobei sich für die erste Ordnung ergibt:
    Figure 00080002
  • Die vorstehenden Gleichungen ziehen zwei wichtige Folgen nach sich. Zum ersten 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 durch
    Figure 00080003
  • (B0 + Gxx + Gyy + Gzz stellt lediglich die z-Komponente des Gesamtfeldes dar). Wenn drei sequentielle Taylorreihenentwicklungen bei Gleichung 9 jeweils bezüglich x, y und z durchgeführt werden, ist ersichtlich, daß das Magnetfeld nicht nur seine regulären Ortsabhängigkeiten der nullten und ersten Ordnung aufweist, sondern auch Ortskomponenten höherer Ordnung zeigt. Das Ergebnis der Taylorentwicklung bis zur zweiten Ordnung ist durch Gleichung 10 dargestellt.
  • Figure 00090001
  • (Die Taylor-Entwicklung muß bis zu einer ausreichend hohen Ordnung zum Erhalten des Ergebnisses in Gleichung 10 ausgeführt werden. Beispielsweise wird der Term (Gxx + Gyy + Gzz)2 durch einen gleichen und entgegengesetzten Term aus der Entwicklung höherer Ordnung aufgehoben.) Für in den meisten Magnetresonanz-Abbildungssystemen (MRI-Systemen) verwendete Gradientensysteme ist g = 0 und α ≈ 1/2 (aufgrund der Zylindersymmetrie). Unter diesen Bedingungen vereinfacht sich Gleichung 10 zu:
    Figure 00090002
  • Hat das in Frage kommende Magnetresonanzsystem (MR-System) keine Zylindersymmetrie, können statt dessen die geeigneten Werte von g und α in Gleichung 10 verwendet werden.
  • Die Gleichungen 10 und 11 zeigen, daß immer wenn ein linearer Magnetfeldgradient angelegt wird, Gradientenfelder höherer Ordnung erzeugt werden, um die Maxwell-Gleichungen zu erfüllen. Diese Gradientenfelder höherer Ordnung werden als Maxwell-Terme oder Maxwell-Felder bezeichnet.
  • Unter Einbeziehung der Maxwell-Terme ergibt sich die zweidimensionale NMR-Signalgleichung zu:
    Figure 00100001
    wobei BM die Maxwell-Terme höherer Ordnung des Magnetfelds und ϕM den assoziierten Phasenfehler darstellt, der als Maxwell-Phase bezeichnet wird. Zuerst wird der Term in Gleichung 12c untersucht, der die z2-Ortsabhängigkeit aufweist. Dieser Term ist insbesondere wichtig bei sagittalen FSE-Rückgratbildern mit großem Ansichtfeld (FOV) (beispielsweise 48 cm). (Für ein konkretes Beispiel wird ein sagittales Bild mit großem Ansichtfeld angenommen, das mittels eines supraleitenden Magneten erhalten wird, dessen z-Richtung mit der langen Achse des Patienten ausgerichtet ist. Die hierin beschriebenen Betrachtungen und Verfahren gelten auch bei Korona-Abtastungen bzw. Kranzabtastungen mit großem Ansichtfeld und bei Schrägabtastungen, die im wesentlichen in der koronalen oder sagittalen Ebene liegen. Die beschriebenen Verfahren können auch bei Abtastungen mit kleineren Ansichtfeldern aber großen Verschiebungen von dem Gradientenisozentrum bzw. Gradientenfokalpunkt angewendet werden. Die Analyse kann auch leicht auf Vertikalfeldmagneten verallgemeinert werden, bei denen die z-Achse der Vorder-/Hinterfront des Patienten entspricht.) Daher kann z in Gleichung 12c ±24cm groß sein. In sagittalen Bildern liegt die Schnittauswahlrichtung entlang der physikalischen x-Achse und der Gradient Gx trägt zu dem Maxwell-Term mit z2-Ortsabhängigkeit bei. Liegt die Ausleserichtung entlang der Oben-/Unten-Richtung (Superior/Inferior(S/I)Richtung) (d. h. der physikalischen z-Achse), dann trägt auch der Phasencodierungsgradient Gy zu dem z2-Maxwell-Term bei. Werden allerdings die Phasen- und Frequenzrichtungen getauscht, dann trägt der Auslesegradient anstelle des Phasencodierungsgradienten zu dem z2-Maxwell-Term bei.
  • Es wird eine willkürliche trapezförmige Gradientenkeule wie in 4 gezeigt betrachtet. Die Keule hat einen Bereich bzw. eine Fläche
    Figure 00110001
  • Das quadrierte Integral, das zur Berechnung der quadrierten Phasenfehler verwendet wird, ergibt sich zu
    Figure 00110002
  • Als nächstes wird der FSE-Schnittauswahl-Signalverlauf in 5 betrachtet. Die zwei schraffierten Keulen 6 und 8 bilden jeweils die rechte Hälfte des 90°- Schnittauswahlgradienten und den linksseitigen Brechgradienten für die ersten 180°. Diese Gradientenkeulen 6 und 8 sind durch Abbildungserwägungen, wie die Schnittdicke, die Anregungsbandbreite und FID-Reduzierung bestimmt. Unter Verwendung der Gleichungen 13 und 14 können der Gesamtbereich und der Maxwell-Term der zwei schraffierten Gradientenkeulen 6 und 8 leicht berechnet werden. Das Ziel besteht darin, eine rechte Brechgradientenkeule 10 für den ersten 180°-Nachfokussierimpuls zu entwickeln, die gleichzeitig den Bereich bzw. die Fläche und den Maxwell-Term der Gradientenkeulen 6 und 8 durch Ausnutzung des Phasenumkehreffekts des Hochfrequenz-Nachfokussierimpulses (RF-Nachfokussierimpulses) zu null macht. Solange die mit den Gradientenkeulen 6 und 8 assoziierten Maxwell-Terme durch die Gradientenkeule 10 aufgehoben werden, werden die quadrierten Maxwell-Terme, die sich aus den gesamten Schnittauswahlgradienten ergeben, aufgehoben, da alle anderen Gradientensignalverläufe (beispielsweise die jeden Nachfokussier-RF-Impuls begleitenden Schnittauswahlgradienten und die den zweiten Nachfokussierimpuls und darüber hinaus umgebenden Brechgradienten) symmetrisch hinsichtlich jedes Nachfokussier-RF-Impulses sind.
  • Der gesamte schraffierte Bereich der Gradientenkeulen 6 und 8 sei ein Bereich bzw. eine Fläche A und ihr gesamter Maxwell-Term sei M. Da der Bereich bzw. die Fläche der Gradientenkeule 10A ausgleichen muß, liefert Gleichung 13 in Verbindung mit 5:
    Figure 00120001
  • G1 ist durch die Abbildungsbedingungen (180°-Impulsbandbreite und Schnittdicke) fest, jedoch kann G2 variiert werden. Unter der Annahme von Anstiegsgeschwindigkeits-begrenzten Rampen ergibt sich:
    Figure 00130001
    wobei h die maximale Gradientenamplitude und r die Anstiegszeit von 0 auf h ist. Durch Einsetzen von Gleichung 16 in Gleichung 15 kann die Bereichsbeziehung ausgedrückt werden durch
    Figure 00130002
  • Gleichermaßen liefern die Gleichungen 14 und 16 in Verbindung mit 5 zum Ausgleichen des Maxwell-Terms M durch die rechte Brechkeule 10:
    Figure 00130003
  • G2 kann durch Entfernung von F aus den Gleichungen 17 und 18 gelöst werden. Durch Multiplikation der Gleichung 17 mit G2 und Subtraktion des Ergebnisses von Gleichung 18 ergibt sich eine kubische Gleichung für G2 zu:
    Figure 00130004
  • F wurde aus Gleichung 19 entfernt. Die Strategie besteht somit darin, die kubische Gleichung für G2 zu lösen und dann F derart auszuwählen, daß der Flächenzwang in Gleichung 17 erfüllt ist.
  • Die kubische Gleichung kann unter Verwendung von Standardverfahren gelöst werden. Es gibt drei Wurzeln und zumindest eine Wurzel muß real sein. Der erste Schritt zur Lösung der kubischen Gleichung besteht darin,
    Figure 00140001
    zu setzen.
  • Ist q3 + p2 ≤ 0, sind alle drei Wurzeln real. Ist q3 + p2 > 0, dann gibt es eine reale Wurzel und ein Paar von konjugiertkomplexen Wurzeln. Lediglich reale Wurzeln sind physikalisch sinnvoll. Die Wurzeln z1, z2 und z3 können bezüglich q und p wie folgt ausgedrückt werden:
    Figure 00140002
    wobei i = √–1.
  • Es wird angenommen, daß G1 positiv ist. Zum effizienten Gebrauch der Gradienten sollte die Brechamplitude G2 positiv sein, um FID-Signale aus dem ersten 180°-Impuls aus der Phase zu bringen. G2 kann jedoch die maximale Gradientenamplitude nicht überschreiten, so daß gilt 0 ≤ G2 ≤ h. Zur Vermeidung eines großen Anstiegs im Echo-Abstand wird die weitere zwingende Bedingung verwendet, daß gilt G1 ≤ G. Daher wird nach realen Wurzeln gesucht, die im folgenden Bereich liegen G1 ≤ G2 ≤ h. (23)
  • Gibt es mehrere Wurzeln, die Gleichung 23 erfüllen, dann wird die größte ausgewählt.
  • Bei allen untersuchten klinisch relevanten Protokollen wurden drei reale Wurzeln für Gleichung 19 herausgefunden. Einige allgemeine Eigenschaften kubischer Gleichungen geben manche Einsicht in diese Wurzeln. Da der Koeffizient von G2 2 in Gleichung 19 null ist, muß zutreffen, daß die Summe der drei Wurzeln null ist. Da außerdem der konstante Term in Gleichung 19 positiv ist, muß das Produkt der drei Wurzeln negativ sein. Daraus kann man schließen, daß, wenn drei reale Wurzeln vorhanden sind, zwei positiv und eine negativ ist. Es wurde herausgefunden, daß eine der positiven Wurzeln Gleichung 23 für alle klinisch relevanten Protokolle erfüllt, die untersucht wurden.
  • Ist eine annehmbare Lösung für G2 gefunden, wird diese Wurzel in Verbindung mit Gleichung 17 zur Lösung der Brecher-Flach-Oben-Dauer F verwendet. Die Dauer der Rampen wird dann aus Gleichung 16 bestimmt. Somit ist der Maxwell-kompensierte rechte Brecher vollständig bestimmt, und der Gx → z2-Maxwell-Term ist bezüglich des ersten Echos kompensiert. Da jedes nachfolgende Brecherpaar symmetrisch bezüglich ihres Nachfokussierimpulses ist, bleibt der Maxwell-Term für die gesamte FSE-Echokette kompensiert.
  • Bei umgeformtem rechten Brechgradienten für den ersten Nachfokussierimpuls und symmetrisch gemachten Gradienten, die die anderen Nachfokussierimpulse umgeben, ist ersichtlich, daß die Maxwell-Phasenfehler bei den primären Spin-Echos beseitigt werden können. Allerdings können bei den stimulierten Echos aufgrund des Unterschieds zwischen der durch den ersten rechten Brechgradienten verursachten quadrierten Phase und jenen durch die nachfolgenden Brechgradienten erzeugten immer noch Maxwell-Phasenfehler vorhanden sein. Zur Sicherstellung, daß sowohl primäre Echos als auch die stimulierten Echos frei von Maxwell-Phasenfehlern sind, wird eine ”Signalverlauf-Symmetrisierungs”-Strategie zum Angleichen aller Brechgradienten an den neu umgeformten rechten Brecher des ersten Nachfokussierimpulses beginnend von dem linken Brecher des zweiten Nachfokussierimpulses angewendet, wobei diese feine aber wichtige Änderung für das Erhalten von FSE-Bilder hoher Qualität kritisch ist. Natürlich können auch viele andere Verfahren zum Erreichen der Phasenkohärenz zwischen den primären und stimulierten Echos angewendet werden. Beispielsweise kann der linke Brecher des ersten Nachfokussierimpulses anstelle des rechten Brechers umgeformt werden, um die Maxwell-Phase zu beseitigen, während alle anderen Brecher unverändert bleiben.
  • Eine alternative Entwicklungsstrategie, die keine Änderung der Brecherkeule 10 erfordert, besteht darin, einen separaten Gradientensignalverlauf zwischen dem 90°-RF-Impuls und dem ersten Nachfokussierimpuls oder zwischen dem ersten und dem zweiten Nachfokussier-RF-Impuls in Abhängigkeit der relativen Amplitude der Maxwell-Terme hinzuzufügen. Ein derartiger Gradientensignalverlauf sollte einen Netto-Bereich bzw. eine Netto-Fläche von null haben, jedoch sollte das Integral seiner quadrierten Größe die quadrierten Maxwell-Terme wie vorstehend beschrieben herausheben. Ein bipolarer (1, –1)-Gradientensignalverlauf oder alternative dazu ein Geschwindigkeits-kompensierter (1, –2, 1)-Gradientensignalverlauf kann verwendet werden, wie es in 7 durch 15 gezeigt ist.
  • Der Maxwell-Term aus dem Phasencodierungsgradienten in einer FSE-Folge kann auch zum Geistereffekt bei großen FOV-Bildern beitragen. Beispielsweise kann ein Phasencodierungsgradient in der physikalischen y-Achse einen z2-Maxwell-Term in sagittalen Bildern verursachen, was zu Artefakten an Orten mit großen z-Werten führt. Da sich die Phasencodierungsamplitude von Echo zu Echo ändern muß, ist es schwierig, den Maxwell-Term exakt zu null zu machen. Statt dessen wird er auf annehmbare Pegel verringert, indem die Zielamplitude gedrosselt wird. Wenn der Bereich AL konstant gehalten wird, ist gemäß den Gleichungen 13 und 14 der Maxwell-Term einer trapezförmigen Keule näherungsweise proportional der Gradientenamplitude. Daher wird die Amplitude durch Verlängern der Dauer jeder Phasencodierungskeule in der FSE-Impulsfolge soviel wie möglich ohne Erhöhung des minimalen Echoabstands verringert. Diese maximale annehmbare Dauer wird üblicherweise durch die Dauer der Brecher bestimmt. Eine Erhöhung der Phasencodierungs-Gradientenimpulsbreite bei Konstanthalten der Gradientenfläche vergrößert nicht notwendigerweise den gemischt quadratischen Maxwell-Term, der durch das Produkt der Schnittauswahl- und der Phasencodierungsgradienten erzeugt wird.
  • Wenn beispielsweise angenommen wird, daß der Schnittauswahlgradient für die Dauer eine Konstante ist, wenn der Phasencodierungsgradient ausgegeben wird, sind die gemischt quadratischen Maxwell-Terme genau die gleichen vor und nach der Verlängerung des Phasencodierungsimpulses.
  • Gleichermaßen wie die Schnittauswahl- und die Phasencodierungsgradienten kann auch der FSE-Auslesegradient ein Maxwell-Feld erzeugen, das Phasenfehler und zugehörige Bildartefakte einführt. Die Phasenfehler ergeben sich primär aus den nicht identischen Signalverläufen, die für den Vor-Phasen-Auslesegradienten und den Auslesegradienten an dem ersten Echo verwendet werden. Von dem Zentrum des ersten Echos aus sind die Auslesegradientensignalverläufe symmetrisch bezüglich jedes Nachfokussier-RF-Impulses. Somit wird der Phasenfehler durch den mit den RF-Nachfokussierimpulsen verbundenen Phasenumkehreffekt beseitigt.
  • Zur Beseitigung des durch den Auslesegradienten induzierten quadratischen Maxwell-Effekts wird der Vor-Phasen-Auslesegradient derart modifiziert, daß das Gradientenflächenerfordernis in Gleichung 24 und das Maxwell-Phasenbeseitigungserfordernis in Gleichung 25 gleichzeitig erfüllt sind.
  • Figure 00180001
  • In den vorstehenden Gleichungen sind grp(t) und gro(t') jeweils die Signalverläufe des Vor-Phasen-Auslesegradienten und der ersten Hälfte des ersten Auslesegradienten, wie es in 6 gezeigt ist. Die Integrale auf der linken überdecken den gesamten Vor-Phasen-Gradienten, und die Integralen auf der rechten überdecken einen Zeitbereich von dem Beginn des Mittelpunkts der ersten Auslesegradientenkeule an. Mit den in dem in 6 gezeigten Beispiel gegebenen Zeitparametern können die Gleichungen 24 und 25 wie folgt ausgedrückt werden:
    Figure 00190001
  • Zur Definition des Vor-Phasen-Gradientensignalverlaufs, der die vorstehenden Gleichungen erfüllt, müssen drei Parameter bestimmt werden: t1, ta und Grp. Unter der Annahme, daß die Rampenzeiten ta und tb Anstiegsgeschwindigkeits-beschränkt sind, können ta und tb mit dem maximalen Gradienten h, der Anstiegszeit r und der entsprechenden Gradientenamplitude folgendermaßen in Verbindung gebracht werden:
    Figure 00190002
  • Durch Einsetzen der Gleichungen 28a und 28b in die Gleichungen 26 und 27 erhält man:
    Figure 00200001
  • Durch Kombination der vorstehenden zwei Gleichungen zur Beseitigung von t1 erhält man:
    Figure 00200002
  • Gleichung 31 verringert sich zu: G3rp + u Grp + ν = 0 (32)
  • Die drei Lösungen für die kubische Gleichung sind:
    Figure 00200003
    Figure 00210001
    wobei ϖ = 12 (–1 + i√3). Unter den drei Lösungen ist zumindest eine real, wie es vorstehend für den Brechgradienten beschrieben ist. Somit kann immer eine verwendbare Lösung erhalten werden. In Fällen, in denen es mehrere reale Lösungen gibt, kann beispielsweise die größte Lösung innerhalb der Gradientenamplitudengrenze ausgewählt werden, so daß die Echozeit minimiert werden kann. Wenn Grp bestimmt ist, kann die Flach-Oben-Gradientendauer aus Gleichung 29 berechnet werden und die Rampenzeit kann unter Verwendung von Gleichung 28a bestimmt werden. Mit dem durch Grp, t1 und ta bestimmten neuen Vor-Phasen-Gradienten wird der Phasenfehler, der durch den sich aus dem Auslesegradienten ergebenden Maxwell-Term eingeführt wird, am Zentrum bzw. Mittelpunkt jedes Echos beseitigt.
  • Unter Verwendung der vorstehend beschriebenen Verfahren können die Auswirkungen der quadrierten Maxwell-Terme vollständig beseitigt oder wesentlich verringert werden. Die gemischt quadratischen Maxwell-Terme, d. h. die xz- und yz-Terme in Gleichung 12c können immer noch vorhanden sein. Da die gemischten Terme zwei überlappende physikalische Gradienten enthalten und einer der zwei Gradienten (d. h. der Phasencodierungsgradient) seine Amplitude über die Folge ändern kann, ist es nicht immer praktikabel, das gleiche Maxwell-Aufhebungs-Verfahren, das für die quadrierten Maxwell-Terme entwickelt wurde, zur Beseitigung der gemischten Terme zu verwenden. Glücklicherweise reduzieren sich die gemischt quadratischen Maxwell-Terme oft auf lineare Terme, und ihre Phasenfehler können somit durch herkömmliche Phasenkorrekturver fahren, wie beispielsweise in der US-A-5 378 985 (Januar 1995) beschrieben, beseitigt werden. Ein derartiges Beispiel kann bei sagittalen Bildern gefunden werden, wo der xz-Maxwell-Term sich auf einen linearen z-Term reduziert, da x eine Konstante bei gegebenem Schnitt ist. In Fällen, in denen die gemischt quadratischen Terme nicht auf einen linearen Term reduziert werden können, wie beispielsweise der yz-Term in einem sagittalen Bild, können die gemischten Terme aufgehoben werden, wenn der Auslese- und der Phasencodierungsgradient in der Impulsfolge nicht überlappen.
  • Obwohl bei der vorstehenden Beschreibung hauptsächlich sagittale Bilder aufgrund ihrer klinischen Bedeutung bei Rückgratuntersuchungen im Vordergrund stehen, können die gleichen Prinzipien auch bei anderen Bildebenen, wie axialen und koronalen Ebenen verwendet werden.
  • Ferner sind die vorstehend angeführten Verfahren zur Verringerung und Beseitigung der Auswirkung der Maxwell-Terme nicht auf MRI-Systeme mit supraleitendem Magneten beschränkt. Durch nicht supraleitende MRI-Systeme, wie Systeme mit Permanentoder resistiven Magneten, erzeugte Maxwell-Terme können auch unter Verwendung der gleichen Prinzipien lediglich mit einigen Notationsänderungen effektiv verringert oder beseitigt werden. Beispielsweise entspricht bei einigen resistiven Magneten die physikalische z-Achse des MRI-Systems der Vorderseiten-/Hinterseitenrichtung des Patienten anstelle der Oben-/Unten-Richtung wie bei dem supraleitenden Magneten. Somit liegt ein koronales Bild in der x-y-Ebene, und der Schnittauswahlgradient (z-Gradient) führt einen x2 + y2-Maxwell-Term ein, der viermal kleiner als der durch den Schnittauswahlgradienten (y-Achse) in einem supraleitenden Magneten erzeugte z2-Term ist. Nichtsdestoweniger kann der Effekt des x2 + y2- Maxwell-Terms durch Modifikation des ersten rechten Brechgradienten oder durch Addition eines Gradientensignalverlaufs mit Nullfläche beseitigt werden, wie es beschrieben und jeweils in den 4 und 7 veranschaulicht ist.
  • Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels
  • In 1 sind die Hauptkomponenten eines bevorzugten Magnetresonanz-Abbildungssystems (MRI-Systems) gezeigt, das die Erfindung beinhaltet. Der Betrieb des Systems wird von einer 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 einem separaten Computersystem 107, das einem Bediener die Steuerung der Erzeugung und der Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm bzw. der Anzeigeeinrichtung 104 ermöglicht. Das Computersystem 107 enthält eine Anzahl von Einheiten, die miteinander über eine Rückwandplatine kommunizieren. Unter diesen sind eine Bildverarbeitungseinrichtung 106, eine Zentralverarbeitungseinheit (CPU) 108 und eine Speichereinrichtung 113 enthalten, die in der Technik als Vollbildpuffer zur Speicherung von Bilddatenarrays bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111 und einem Bandlaufwerk 112 zur Speicherung von Bilddaten und Programmen verbunden und kommunziert über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115 mit einer separaten Systemsteuerung 122.
  • Die Systemsteuerung 122 beinhaltet eine Gruppe von miteinander über eine Rückwandplatine verbundenen Einheiten. In diesen sind eine Zentralverarbeitungseinheit (CPU) 119 und eine Impulserzeugungseinrichtung 121 enthalten, die mit der Bedienkonsole 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 steuert die Systemkomponenten zur Ausführung der gewünschten Abtastfolge. Sie erzeugt Daten, die den Zeitverlauf, die Amplitude und die Form der zu erzeugenden RF-Impulse (Hochfrequenzimpulse) und den Zeitverlauf und die Länge des Datenerfassungsfensters anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 ist mit einer Gruppe von Gradientenverstärkern 127 zur Anzeige des Zeitverlaufs und der Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse verbunden. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungssteuereinrichtung 129, die Signale von einer Anzahl verschiedener Sensoren empfängt, die mit dem Patienten verbunden sind, wie beispielsweise EKG-Signale von Elektroden oder Atmungssignale von der Lunge. Schließlich ist die Impulserzeugungseinrichtung 121 mit einer Abtastraumschnittstellenschaltung 133 verbunden, die Signale von verschiedenen Sensoren empfängt, die mit dem Zustand des Patienten und des Magnetsystems assoziiert sind. Auch empfängt ein Patientenpositionierungssystem 134 über die Abtastraumschnittstellenschaltung 133 Befehle zur Bewegung des Patienten an die gewünschte Position für die 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 räumlichen bzw. örtlichen Codierung erfaßter Signale verwendet werden. Die Gradientenspulenanordnung 139 bildet einen Teil einer Magnetanordnung 141, in der ein Polarisationsmagnet 140 und eine Ganzkörper-Hochfrequenz-Spule (Ganzkörper-RF-Spule) 152 ent halten sind. Eine Sendeempfangseinrichtung 150 in der Systemsteuerung 122 erzeugt Impulse, die durch einen Hochfrequenzverstärker (RF-Verstärker) 151 verstärkt und der RF-Spule 152 durch einen Sende-/Empfangsschalter 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 kernmagnetischen Resonanzsignale (NMR-Signale) werden in einem Empfangsabschnitt der Sendeempfangseinrichtung 150 demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 wird durch ein Signal von der Impulserzeugungseinrichtung 121 zur elektrischen Verbindung des RF-Vestärkers 151 mit der Spule 152 während des Sendemodus und zur Verbindung des Vorverstärkers 153 während des Empfangsmodus gesteuert. Der Sendeempfangsschalter 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 aufgenommenen NMR-Signale werden durch die Sendeempfangseinrichtung 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, arbeitet eine Array-Verarbeitungseinrichtung 161 derart, daß die Daten in ein Array eines Bilddatensatzes Fourier-transformiert werden. 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 Bedienkonsole 100 empfangene Befehle kann dieser Bilddatensatz auf dem Bandlaufwerk archiviert oder durch die Bildverarbeitungseinrichtung 106 weiter verarbeitet und fer ner der Bedienkonsole 100 zugeführt und auf der Anzeigeeinrichtung 104 dargestellt werden.
  • Gemäß den 1 und 2 erzeugt die Sendeempfangseinrichtung 150 das RF-Anregungsfeld B1 über den Leistungsverstärker 151 und eine Spule 152A und empfängt das in einer Spule 152B induzierte resultierende Signal. Wie vorstehend angeführt, können die Spulen 152A und B separate Spulen wie in 2 oder eine einzelne Spule wie in 1 sein. Die Basis- oder Trägerfrequenz des RF-Anregungsfeldes wird unter der Steuerung einer Frequenzzusammensetzungseinrichtung 200 erzeugt, die einen Satz digitaler Signale von der CPU 119 und der Impulserzeugungseinrichtung 121 empfängt. Diese digitalen Signale zeigen die Frequenz und Phase des RF-Trägersignals an, das an einem Ausgang 201 erzeugt wird. Der geforderte RF-Träger wird an einen Modulator und Aufwärts-Wandler 202 angelegt, wo seine Amplitude im Ansprechen auf ein Signal R(t) moduliert wird, welches 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 Bedienkonsole 100 aus verändert werden, um die Erzeugung irgendeiner gewünschten RF-Impulsumhüllung bzw. -Hüllkurve zu ermöglichen.
  • Die Größe des am Ausgang 205 erzeugten RF-Anregungsimpulses wird durch eine Anregungsdämpfungsschaltung 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 ansteuert. Für eine ausführlichere Beschreibung dieses Abschnitts der Sen de-Empfangseinrichtung 122 wird auf die US 4 952 877 verwiesen, die hier als Referenz angeführt ist.
  • Gemäß den 1 und 2 wird das durch den Gegenstand erzeugte Signal durch die Empfangsspule 152B aufgenommen und über den Vorverstärker 153 dem Eingang eines weiteren Empfangsverstärkers zugeführt, dessen Verstärkung durch eine Dämpfungseinrichtung 207 eingestellt wird. Der Empfangsverstärker 207 verstärkt des weiteren das Signal um einen Betrag, der durch ein von der Rückwandplatine 118 empfangenes digitales Dämpfungssignal bestimmt wird.
  • Das empfangene Signal befindet sich bei oder um die Larmor-Frequenz, und dieses Hochfrequenzsignal wird in einem Zwei-Stufenvorgang durch einen Abwärts-Wandler 208 heruntergewandelt, 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 abwärts gewandelte NMR-Signal wird dem Eingang eines Analog-Digitalwandlers (A/D-Wandlers) 209 zugeführt, der das analoge Signal abtastet und digitalisiert und einer Digitalerfassungseinrichtung und einer Signalverarbeitungseinrichtung 210 zuführt, die 16-Bit-In-Phase-Werte (I-Werte) und 16-Bit-Quadratur-Werte (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 diese 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 Bezugsfrequenzgenerator 203 aus einem gemeinsamen 20-MHz-Mastertaktsignal erzeugt. Für eine ausführlichere Beschrei bung der Empfangseinrichtung wird auf die US 4 992 736 verwiesen, die hierin als Referenz angeführt ist.
  • In 3 ist eine herkömmliche schnelle Spinecho-NMR-Impulsfolge (durchgezogene Linien) gezeigt. Aus Klarheitsgründen sind nur drei Echosignale 301 bis 303 in 3 gezeigt, aber es kann angenommen werden, daß mehrere erzeugt und erfaßt werden können. Diese NMR-Echosignale werden durch einen 90°-RF-Anregungsimpuls 305 erzeugt, der während der Anwesenheit eines Gz-Schnittauswahl-Gradientenimpulses 306 erzeugt wird, um eine transversale Magnetisierung in einem Schnitt durch den Patienten bereitzustellen. Diese transversale Magnetisierung bzw. Quermagnetisierung wird durch jeden selektiven 180°-RF-Nachfokussierimpuls 307 zur Erzeugung der Spinechosignale 301 bis 303 nachfokussiert, die während der Anwesenheit von Gx-Auslesegradientenimpulsen 308 erfaßt werden. Jedes Spinechosignal 301 bis 303 wird durch jeweilige Gy-Phasencodierimpulse 309 bis 311 separat phasencodiert. Die Größe jedes Phasencodierungsimpulses ist unterschiedlich, und wird beispielsweise über 256 Werte zur Erfassung 256 separater Ansichten während einer vollständigen Abtastung gestuft. Dadurch wird die Rekonstruktion eines Bildes mit 256 separaten Bildelementen in der y-Richtung ermöglicht. Jedes Spinechosignal wird durch Digitalisierung von beispielsweise 256 Abtastwerten jedes Signals erfaßt. Infolgedessen wurden bei der Beendigung einer Abtastung für ein Bild 16 Aufnahmen (unter der Annahme, daß die Echokettenlänge 16 ist) der Impulsfolge in 3 ausgeführt und ein 256×256-Elementarray komplexer Zahlen erfaßt. Bei diesem Ausführungsbeispiel werden auch Brechgradientenimpulse 316 verwendet, wie sie in der US 4 484 138 beschrieben sind. Diese Brechgradienten 316 sind flächentreu und werden durch den Schnittauswahlgradienten unmittelbar vor und nach jedem Nachfokussier-RF-Impuls 307 erzeugt. Außerdem werden Umspulgradientenimpulse 312 und 314 in der Phasencodierungsrichtung angelegt, wie es in der US 4 665 365 beschrieben ist, nachdem die jeweiligen Echosignale 301 bis 303 erfaßt sind.
  • Ein Bild wird durch Durchführung einer zweidimensionalen Fourier-Transformation (2D-Fourier-Transformation) bei dem erfaßten Bilddatenarray und dann durch Berechnung der Größe jedes resultierenden komplexen Elements rekonstruiert. Somit wird ein 256×256-Bildelementbild erzeugt, in dem die Helligkeit jedes Bildelements durch die Größe seines entsprechenden Elements in dem transformierten Array bestimmt wird.
  • Ein Aspekt der Erfindung wird durch Veränderung des rechtsseitigen Brechgradientenimpulses 316 für den ersten RF-Nachfokussierimpuls 307 implementiert, wie es vorstehend beschrieben und in 5 gezeigt ist. Der resultierende eingestellte Brechgradientenimpuls ist durch 317 in 3 gezeigt. Seine Amplitude ist verringert und seine Breite ist erhöht, überlappt jedoch nicht die Erzeugung des Auslesegradienten 308. Die eingestellte bzw. angepaßte Impulsfolge wird in der Impulserzeugungseinrichtung 121 gespeichert und während der Abtastung zur Steuerung der Gradientenverstärker 121 und der Sendeempfangseinrichtung 150 ausgegeben.
  • Die Gy-Phasencodierungs-Gradientenimpulse 309 bis 313 werden auch angepaßt, was insbesondere wichtig ist, wenn der Bediener die Frequenzrichtung S/I bei einer sagittalen oder koronalen Abtastung auswählt, die in einem supraleitenden Magneten mit einem großen Ansichtfeld durchgeführt wird. In diesem Fall wird die Form der Phasencodierungsimpulse 309 bis 313 derart eingestellt, daß sie die minimale Amplitude haben, die den minimalen Echoabstand nicht erhöht. Dies wird durch Erhö hung ihrer Breite derart erreicht, daß sie über den gleichen Zeitabschnitt wie der entsprechende Brechgradientenimpuls 316 angelegt werden. Die mit 318, 319 und 320 bezeichneten resultierenden Phasencodierungs-Gradientensignalverläufe werden in der Impulserzeugungseinrichtung 121 gespeichert und während der Abtastung ausgegeben. Die gleichen Einstellungen bzw. Anpassungen werden bei den Umspulimpulsen 312 bis 314 durchgeführt, wie es durch die entsprechenden Impulse 321, 322 und 323 angezeigt wird.
  • Die Vor-Phasen-Gradientenkeule 320 an dem Auslesegradienten wird auch wie vorstehend beschrieben eingestellt, um die durch den quadrierten Maxwell-Term erzeugten Artefakte zu verringern. Dies ist insbesondere wichtig, wenn die Auslesegradientenachse entlang der physikalischen x- oder y-Achse verläuft, da der Koeffizient des z2-Terms viermal größer als der Koeffizient des x2 + y2-Terms ist, der durch den z-Achsengradienten erzeugt wird. Der resultierende eingestellte Vor-Phasen-Auslesegradientenimpuls 322 wird in der Impulserzeugungseinrichtung 121 gespeichert und während der Abtastung ausgegeben.
  • Zur Beseitigung der gemischten quadratischen Maxwell-Terme können die Auslese- und Phasencodierungsgradienten auch bei nicht axialen Abtastungen derart eingestellt werden, daß sie sich über die gesamte Folge nicht überlappen. Resultiert dies in einer nicht annehmbaren Erhöhung des Echoabstands, sollte der Überlappungsbereich der zwei Gradientensignalverläuft minimal innerhalb der zwingenden Bedingung des minimalen Echoabstands gehalten werden.
  • Erfindungsgemäß werden schnelle Spinecho-Impulsfolgen zur Verringerung oder Beseitigung von Bildartefakten eingestellt, die durch Maxwell-Terme verursacht werden, die aus linearen Abbildungsgradienten entstehen. Die Signalverläufe der Schnittauswahl-, Phasencodierungs- und Auslesegradienten werden in Form, Größe oder Position zur Beseitigung oder Verringerung der Phasenfehler eingestellt, die durch die ortsquadratischen Maxwell-Terme verursacht werden.

Claims (1)

  1. Verfahren zum Betreiben eines kernmagnetischen Resonanzsystems zur Durchführung einer schnellen Spinecho-Impulsfolge, mit den Schritten (a) Erzeugen eines Hochfrequenzanregungsimpulses zur Erzeugung einer transversalen Magnetisierung, die ein kernmagnetisches Resonanzsignal erzeugt, (b) Erzeugen eines Schnittauswahlgradientenimpulses gleichzeitig mit dem Hochfrequenzanregungsimpuls, (c) Erzeugen einer Folge von Hochfrequenz-Nachfokussierimpulsen zur Erzeugung einer entsprechenden Folge von kernmagnetischen Resonanz-Spinechosignalen, (d) Erzeugen einer Folge von Schnittauswahlgradientenimpulsen gleichzeitig mit den jeweiligen Hochfrequenz-Nachfokussierimpulsen, (e) Erzeugen von Paaren von Brechgradientenimpulsen mit im wesentlichen identischen Werten, wobei jedes Paar von Brechgradientenimpulsen mit einem jeweiligen der Hochfrequenz-Nachfokussierimpulse assoziiert ist, wobei ein Brechgradientenimpuls vor seinem assoziierten Hochfrequenz-Nachfokussierimpuls und der andere Brechgradientenimpuls nach seinem assoziierten Hochfrequenz-Nachfokussierimpuls angelegt wird, wobei einer der Brechgradientenimpulse in dem Paar der Brechgradientenimpulse, der mit dem ersten Hochfrequenz-Nachfokussierimpuls in der Folge von Hochfrequenz-Nachfokussierimpulsen assoziiert ist, bezüglich seines Werts zur Verringerung von durch Maxwell-Term-Fehler in dem Gradienten erzeugten Bildartefakten angepasst wird, und einer der Brechgradientenimpulse in jedem Paar folgender Brechgradientenimpulse, die mit Hochfrequenz-Nachfokussierimpulsen nach dem ersten Hochfrequenz-Nachfokussierimpuls assoziiert sind, im wesentlichen wie der mit dem ersten Hochfrequenz-Nachfokussierimpuls assoziierte angepasste Brechgradientenimpuls geformt ist, und (f) Erfassen der Folge kernmagnetischer Resonanz-Spinechosignale.
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