DE4139509C2 - Bildgebendes Verfahren für ein Kernspintomographiegerät, das eine Pulssequenz nach dem Echoplanarverfahren verwendet - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein bildgebendes Verfahren für ein Kern­ spintomographiegerät, das eine Pulssequenz nach dem Echoplanar­ verfahren verwendet, wobei je Akquisition nach einem Hf-Anregepuls ein aus Teilimpulsen mit wechselnder Polarität zusammengesetzter Aus­ lesegradient und mindestens ein Phasencodiergradient eingeschal­ tet werden, wobei die entstehenden Signale digitalisiert und im k-Raum je Teilimpuls des Auslesegradienten in eine Zeile einer Rohdatenmatrix eingeschrieben werden, wobei die Zeilen nach den durch den Phasencodiergradienten bestimmten Phasenfaktoren ge­ ordnet sind. Ein derartiges bildgebendes Verfahren mit einer Pulssequenz nach dem Echoplanar (EPI-)verfahren ist aus der europäischen Patentschrift 0 076 054 und auch aus der DE 40 35 410 A1 bekannt.

Im Gegensatz zum ursprünglichen EPI- Verfahren weisen dabei Teilimpulse eines Phasencodiergradienten eine von Teilimpuls zu Teilimpuls wechselnde Polarität und eine schrittweise zunehmende Amplituden-Zeitfläche auf. Aufgrund des Auslesegradienten wechselnder Polarität sind EPI-Verfahren für sogenannte N/2-Geister anfällig.

Um dieses Problem zu eliminieren, wird in der DE 40 14 220 A1 vorgeschlagen die gewonnene Meßmatrix in zwei Teilmatrizen aufgeteilt, von denen die eine Teilmatrix die geradzahligen Zeilen der Meßmatrix, die andere Teilmatrix die ungeradzahligen Zeilen der Meßmatrix enthält. Auf beide Teilmatrizen wird ge­ sondert eine Fourier-Transformation angewandt.

Mit diesen bekannten EPI-Verfahren können zwar sehr kurze Bildaufnahmezeiten (30 bis 100 ms) erzielt werden, die Bild­ auflösung ist jedoch in Phasencodierrichtung durch die begrenz­ te Anzahl erzielbarer Echos und in Ausleserichtung durch die nicht beliebig steigerbare Fläche unter Teilimpulsen des Aus­ lesegradienten begrenzt. Typischerweise wird bei herkömmlichen EPI-Verfahren eine 128 × 128 Rohdatenmatrix verwendet.

Aufgabe der Erfindung ist es, die Auflösung beim EPI-Verfahren zu verbessern.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß je Ak­ quisition nur ein Teil des k-Raumes in Phasencodierrichtung abgetastet wird und daß der Phasencodiergradient derart geschal­ tet wird, daß mit aufeinanderfolgenden Akquisitionen in Phasen­ codierrichtung ineinander verschachtelte Bereiche des k-Raumes abgetastet werden.

Damit kann durch Erhöhung der Gesamtzahl der für die Erstellung der Rohdatenmatrix verwendeten Echos eine Verbesserung der Auflösung in Phasencodierrichtung oder durch eine Verlängerung der Dauer der Teilimpulse des Auslese­ gradienten eine Verbesserung der Auflösung in Ausleserichtung erzielt werden. Durch eine Kombination beider Maßnahmen ist schließlich auch eine Verbesserung der Auflösung in beiden Richtungen möglich. Durch die Verschachtelung der Datenakqui­ sition wird in der Gesamt-Rohdatenmatrix ein günstiger Verlauf der Signalamplituden erzielt. Das erfindungsgemäße Verfahren kann nicht nur zur Verbesserung der Auflösung, sondern bei gleicher Auflösung auch zur Verkürzung der Meßzeit bei jeder einzelnen Datenakquisition eingesetzt werden. Damit werden die durch lange Meßzeiten nach einer Anregung bedingten Artefakte, wie z. B. Suszeptibilitätsartefakte, vermieden.

Die Abtastung unterschiedlicher, ineinander verschachtelter Bereiche des k-Raumes wird vorteilhaft dadurch realisiert, daß vor der Auslesephase von Akquisition zu Akquisition unter­ schiedliche Einstellgradienten in Phasencodierrichtung einge­ schaltet werden.

Bei einem Verfahren, bei dem zwischen Anregepuls und Auslese­ phase ein Vorphasierpuls in Phasencodierrichtung und/oder Aus­ leserichtung eingefügt wird, wird zweckmäßigerweise jeder Einstellgradient in einer Zeitspanne zwischen Vorphasierpuls und erstem Teilimpuls des Auslesegradienten eingeschaltet, wobei diese Zeitspanne für alle Akquisitionen konstant gehalten wird, um den Einfluß externer Gradienten (Inhomogenitäten) konstant zu halten.

Um Geisterbilder zu vermeiden, werden zweckmäßigerweise die bei verschiedenen Akquisitionen erhaltenen Signalamplituden derart skaliert, daß Signalamplitudenunterschiede zwischen den Akquisitionen ausgeglichen werden.

Signalunterschiede zwischen den verschiedenen Akquisitionen können auch dadurch vermieden werden, daß für verschiedene Akquisitionen Flip-Winkel der Anregepulse derart gewählt wer­ den, daß die jeweils erzeugte Transveralmagnetisierung gleich­ bleibt.

Die der Erfindung zugrundeliegende Problemstellung sowie Aus­ führungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 12 dargestellt. Dabei zeigen:

Fig. 1 die Grundkomponenten eines Kernspintomographiegerätes,

Fig. 2 einen Anregepuls RF,

Fig. 3 einen Schichtselektionsgradienten SS,

Fig. 4 einen Phasencodiergradienten PC,

Fig. 5 einen Auslesegradienten RO,

Fig. 6 das entstehende Kernresonanzsignal,

Fig. 7 eine Rohdatenmatrix,

Fig. 8 bis 11 ein Ausführungsbeispiel für eine Pulssequenz gemäß der Erfindung,

Fig. 12 schematisch eine entsprechende Rohdatenmatrix.

Zur Erläuterung der Problemstellung sind in Fig. 1 die Grundkom­ ponenten eines Kernspintomographiegerätes schematisch darge­ stellt. Die Spulen 1 bis 4 erzeugen ein magnetisches Grundfeld B₀, in welchem sich bei Anwendung zur medizinischen Diagnostik der zu untersuchende Körper eines Patienten 5 befindet. Diesem sind außerdem Gradientenspulen zugeordnet, die zur Erzeugung unabhängiger, zueinander senkrechter Magnetfeldkomponenten der Richtungen x, y und z gemäß dem Koordinatenkreuz 6 vorgesehen sind. In der Fig. 1 sind der Übersichtlichkeit halber nur die Gradientenspulen 7 und 8 gezeichnet, die zusammen mit einem Paar gegenüberliegender, gleichartiger Gradientenspulen zur Erzeugung eines x-Gradienten dienen. Die gleichartigen, nicht eingezeichneten y-Gradientenspulen liegen parallel zum Körper 5 und oberhalb sowie unterhalb von ihm, die für das z-Gradien­ tenfeld quer zu seiner Längsachse am Kopf- und am Fußende.

Die Anordnung enthält außerdem noch eine zur Erzeugung und Aufnahme der Kernresonanzsignale dienende Hochfrequenzantenne 9. Die von einer strichpunktierten Linie 10 umgrenzten Spulen 1, 2, 3, 4, 7, 8 und 9 stellen das eigentliche Untersuchungs­ instrument dar. Es wird von einer elektrischen Anordnung aus betrieben, die ein Netzgerät 11 zum Betrieb der Spulen 1 bis 4 sowie eine Gradientenstromversorgung 12, an welcher die Gra­ dientenspulen 7 und 8 sowie die weiteren Gradientenspulen lie­ gen, umfaßt. Die Hochfrequenzspule 9 ist über einen Signalver­ stärker 14 bzw. einen Hochfrequenzsender 15 an einen Prozeß­ rechner 17 gekoppelt, an dem zur Ausgabe der Abbildung ein Bildschirmgerät 18 angeschlossen ist. Die Komponenten 14 und 15 bilden eine Hochfrequenzeinrichtung 16 zur Signalerzeugung und -aufnahme. Ein Umschalter 19 ermöglicht das Umschalten von Sende- auf Empfangsbetrieb.

Der Prinzip der Bilderzeugung nach dem bekannten Echoplanar- (EPI-)verfahren wird im folgenden anhand der Fig. 2 bis 7 näher erläutert. Eine detaillierte Beschreibung findet sich in der bereits genannten europäischen Patentschrift 0 076 054.

Zu Beginn der Pulssequenz wird ein HF-Anregungspuls RF nach Fig. 2 unter der Einwirkung eines Schichtselektionsgradienten SS in z-Richtung auf das Untersuchungsobjekt eingestrahlt. Da­ mit werden Kernspins in einer Schicht des Untersuchungsobjek­ tes angeregt. Anschließend wird die Richtung des Gradienten SS invertiert, wobei der negative Teil des Gradienten SS die durch den positiven Teil des Gradienten SS verursachte Depha­ sierung der Kernspins rückgängig macht.

Nach der Anregung wird ein Phasencodiergradient PC nach Fig. 4 in y-Richtung und ein Auslesegradient RO nach Fig. 5 in x-Rich­ tung eingeschaltet. Der Auslesegradient RO besteht aus einem Vorphasierimpuls ROV sowie aus den mit 0 bis 5 bezeichneten Teilimpulsen von wechselnder Polarität. Die Teilimpulse des Auslesegradienten RO werden vereinfacht als Rechteckimpulse betrachtet, in der Praxis wird im allgemeinen eine Sinus-Funk­ tion verwendet, da dies gerätetechnisch einfacher zur reali­ sieren ist.

Durch die wechselnde Polarität des Auslesegradienten RO werden die Kernspins im Wechsel dephasiert und wieder rephasiert, so daß eine Folge von Signalen S nach Fig. 6 entsteht. Dabei wer­ den nach einer einzelnen Anregung soviele Signale gewonnen, daß der gesamte Fourier-k-Raum abgetastet wird, d. h. daß die vorliegenden Informationen zur Rekonstruktion eines vollstän­ digen Schnittbildes ausreichen.

Bei jedem Wechsel der Polarität des Auslesegradienten RO wird der Phasencodiergradient PC kurzzeitig eingeschaltet. Damit wird jedesmal die Phasenlage der Kernspins um eine Stufe wei­ tergeschaltet. Vor der Auslesesequenz wird ein Vorphasiergra­ dient PCV eingeschaltet, dessen Zweck später noch erläutert wird.

Die entstehenden Kernresonanzsignale S werden im Zeitbereich abgetastet, digitalisiert und die so gewonnenen numerischen Werte in eine Rohdatenmatrix eingetragen. Die Rohdatenmatrix kann man als Meßdatenraum, bei dem im Ausführungsbeispiel vor­ liegenden zweidimensionalen Fall als Meßdatenebene betrachten. Dieser Meßdatenraum wird in der Kernspintomographie im allge­ meinen als "k-Raum" bezeichnet.

Die für die Bilderzeugung notwendige Information über die räumliche Herkunft der Signalbeiträge S ist in den Phasenfak­ toren codiert, wobei zwischen dem Ortsraum (also dem Bild) und dem k-Raum mathematisch der Zusammenhang über eine zweidimen­ sionale Fouriertransformation besteht. Es gilt:

Dabei gelten folgende Definitionen:

γ = gyromagnetisches Verhältnis
G_x (t′) = Momentanwert des Auslesegradienten RO
G_y (t′) = Momentanwert des Phasencodiergradienten PC.

In der in Fig. 7 dargestellten Rohdatenmatrix entsprechen die Zeilennummern der in Fig. 5 angegebenen Nummer der Teilimpulse des Auslesegradienten. In Fig. 7 sind der Übersichtlichkeit we­ gen lediglich 8 Zeilen dargestellt, in der Praxis ist diese Zahl wesentlich größer, z. B. typischerweise 128.

Durch die schrittweise Fortschaltung des Phasencodiergradien­ ten PC erfolgt die Abtastung im k-Raum in aufeinanderfolgenden Zeilen, beginnend mit der Zeile 0. Der wechselnden Polarität des Auslesegradienten RO wird dadurch Rechnung getragen, daß die Meßwerte in aufeinanderfolgenden Zeilen in entgegengesetz­ ter Richtung eingeschrieben werden, also z. B. in der Zeile 0 von links beginnend nach rechts, und in der Zeile 1 von rechts beginnend nach links.

Aus der in Fig. 7 dargestellten Rohdatenmatrix wird durch zwei­ dimensionale Fouriertransformation eine Bildmatrix gewonnen, aufgrund derer dann eine Bildrekonstruktion erfolgt. Die Fou­ riertransformation liefert dann die besten Ergebnisse, wenn in der mittleren Zeile (im Ausführungsbeispiel also in der Zeile 4) die dem Signalmaximum zugeordneten Meßwerte stehen. Anson­ sten können Bildartefakte entstehen. Dies wird durch eine Vor­ phasierung der Kernspins in y-Richtung durch den Impuls PCV nach Fig. 4 erreicht. Dieser Impuls wird so eingestellt, daß gerade für die mittlere Zeile (im Ausführungsbeispiel also Zeile 4) eine Rephasierung erreicht ist.

Die mit dem beschriebenen herkömmlichen EPI-Verfahren erzielte Bildauflösung ist aus folgenden Gründen beschränkt

Die Bildauflösung in Frequenzcodierrichtung (also in der Rich­ tung des Auslesegradienten) ist der Fläche unter dem Auslese­ ausgradienten proportional. Eine Erhöhung dieser Fläche wäre im Prinzip durch eine Vergrößerung der Gradientenamplituden oder eine Verlängerung der Gradientenpulsdauer möglich. Bei beiden Größen sind die Möglichkeiten jedoch begrenzt. Eine Er­ höhung der Gradientenamplitude führt zwangsläufig zu einer Verkürzung der Gradientenanstiegszeit und damit aufgrund der Gradientenspuleninduktivität zu einer Erhöhung der Spannung an den Gradientenspulen. Damit gelangt man schnell an die Grenzen der Leistungsfähigkeit der Gradientenverstärker. Ein weiterer limitierender Faktor sind physiologische Reizphäno­ mene, die ab bestimmten Schwellwerten der Magnetfeldänderungen (dB/dt) auftreten.

Auch der Verlängerung der Gradientenpulsdauer sind physikali­ sche Grenzen gesetzt. Da das zur Verfügung stehende Signal mit der Zeitkonstante T2* abklingt (T2* ist die Abklingzeitkon­ stante des Kernresonanzsignals unter Berücksichtigung von Mag­ netfeldinhomogenitäten), ist die zur Verfügung stehende Ausle­ sezeit durch T2* bestimmt. Wenn man also die Pulsdauer jedes Teilimpulses des Auslesegradienten verlängert, so muß man bei vorgegebenen T2* die Echozahl, die der Zahl der k-Raum-Zeilen entspricht, verringern. Die Bildmatrix weist also in Phasen­ codierrichtung weniger Zeilen auf, d. h. die Auflösung wird in Phasencodierrichtung verringert.

Die Auflösung in Phasencodierrichtung (also in Richtung des Phasencodiergradienten) ist schließlich durch die Zahl der in der verfügbaren Auslesezeit zu erzeugenden Echos begrenzt.

Beim heute angewandten EPI-Verfahren werden bei Aufnahmezeiten zwischen 30 und 100 ms typischerweise (128 × 128)-Bildmatrizen er­ zeugt. Damit erreicht man z. B. eine Auflösung von 1,5 × 1,5 mm² bei Kopfuntersuchungen und 1,7 × 2,5 mm² bei Ganzkörperuntersu­ chungen. Die erfindungsgemäße Abwandlung des EPI-Verfahrens be­ ruht nun darauf, daß nach einer Anregung nicht mehr der gesam­ te k-Raum, sondern nur noch ein Teil desselben abgetastet wird. Dies wird im folgenden anhand eines Ausführungsbeispieles nach den Fig. 8 bis 12 näher erläutert. Die Gradientenpulse sind da­ bei lediglich schematisch und nicht maßstabsgerecht darge­ stellt.

Die Pulssequenz nach den Fig. 8 bis 10 unterscheidet sich von der bereits erläuterten Pulssequenz nach den Fig. 2 bis 5 da­ durch, daß vor der Auslesephase ein Einstellgradient PCE in Phasencodierrichtung zur Feineinstellung der Phasenlage ein­ gefügt wird. Die Fläche dieses zusätzlichen Einstellgradienten PCE wird für jede Anregung, die zur Datenakquisition eines Teil-k-Raumes führt, geändert. Dabei wird zweckmäßigerweise, wie in Fig. 11 gestrichelt angedeutet, die Länge des Einstell­ gradienten PCE geändert, da sich die Länge mit geringem tech­ nischen Aufwand genau einstellen läßt.

Der Phasencodiergradient nach Fig. 10 ist so dimensioniert, daß je Akquisition (also nach einer Anregung) jeweils nur jede n-te Zeile der Rohdatenmatrix k_PC, k_RO erfaßt wird. Im Aus­ führungsbeispiel ist dies jede zweite Zeile und in Fig. 12 mit durchgezogenen Linien gekennzeichnet. Bei einer zweiten Akqui­ sition wird mit dem Einstellgradienten PCF eine Phasenver­ schiebung derart durchgeführt, daß die bei der zweiten Akqui­ sition erhaltenen k-Raum-Zeilen genau zwischen den k-Raum- Zeilen der ersten Akquisition liegen. Für den allgemeinen Fall von n Akquisitionen wird zwischen zwei in Phasencodierrichtung benachbarten Akquisitionen eine Verschiebung um ein Viertel des Zeilenabstandes der Einzelakquisition durchgeführt. Die bei der zweiten Akquisition erhaltenen Daten im k-Raum sind in Fig. 12 gestrichelt eingezeichnet.

Es hat sich gezeigt, daß mit dem Einstellgradienten PCE eine Feinregulierung des Phasencodiergradienten (also der k-Raum- Position in Phasencodierrichtung) mit der erforderlichen Ge­ nauigkeit erzielt werden kann.

Der k-Raum kann auch aus mehr als zwei Akquisitionen, im all­ gemeinen Fall n Akquisitionen zusammengesetzt werden. In jedem Fall ist wesentlich, daß die bei den einzelnen Akquisitionen erhaltenen k-Raum-Zeilen ineinander verschachtelt sind.

Die Zeitverzögerung T_c zwischen den Vorphasierimpulsen PCV, ROV und erstem Einzelpuls des Auslesegradienten RO wird, wie in den Fig. 10 und 11 dargestellt, in jedem Fall konstant ge­ halten, um den Einfluß externer Gradienten (also von Inhomo­ genitäten) konstant zu halten.

Bei dem beschriebenen Verfahren kann man also die Zahl der Teilpulse des Auslesegradienten RO und damit die Zahl der Echos bei n Akquisitionen um den Faktor 1/n verringern. Entspre­ chend ist eine Verlängerung der Gradientenpulsdauer der Ein­ zelpulse des Auslesegradienten RO bei vorgegebener, durch T2* limitierter Auslesezeit um den Faktor n möglich, was - wie eingangs ausgeführt - zu einer Erhöhung der Auflösung in Fre­ quenzcodierrichtung (also in Richtung des Auslesegradienten RO) führt.

Bei gleichbleibender Länge der Teilimpulse des Auslesegradien­ ten PC wird die Gesamtzahl der zur Verfügung stehenden Echos um den Faktor n erhöht, was eine Erhöhung der Auflösung in Phasencodierrichtung bedeutet. Durch eine der beiden Maßnahmen oder durch eine Kombination dieser beiden kann somit eine den jeweiligen Erfordernissen angepaßte Erhöhung der Auflösung in Frequenzcodierrichtung und/oder Phasencodierrichtung auf Ko­ sten einer verlängerten Meßzeit erfolgen.

Signalunterschiede, die bei verschiedenen Akquisitionen ent­ stehen können, würden nach der Fourier-Transformation zu MR- Geistern führen. Wenn solche Geister auftreten, kann man nach der Gewinnung der Rohdaten die zu N unterschiedlichen Akquisi­ tionen gehörenden k-Raum-Linien unabhängig voneinander skalie­ ren.

Bei gleichbleibenden Flipwinkeln für unterschiedliche Akqui­ sitionen würde sich die erzeugte Transversalmagnetisierung von Akquisitionen zu Akquisition ändern, wenn man nicht nach jeder Akquisition die vollständige T1 Relaxation abwartet. Diese liegt jedoch im Bereich zwischen 3 und 5 s und würde daher zu einer Verlängerung des Verfahrens führen, das die spezifischen Vorteile des EPI-Verfahrens wieder zunichte macht. Bei dem be­ schriebenen Verfahren kann man jedoch auch ohne Abwarten der T1 Relaxation gleichbleibende Transversalmagnetisierung da­ durch erzeugen, daß man die Flipwinkel je Akquisition unter­ schiedlich wählt. Bei zwei Akquisitionen bietet sich ein er­ ster Flipwinkel α1 = 45° und ein zweiter Flipwinkel α2 = 90° an. Man erhält dann folgende Signalamplituden S1 für die erste Akquisition und S2 für die zweite Akquisition:

S₁ = U₀ cosα₁
S₂ = S₁ cosα₂

Da die Auslesezeiten im Vergleich zu T1-Relaxationzeit sehr kurz sind (30 bis 100 ms), kann die während dieser Zeit ablau­ fende, für unterschiedliche Gewebe unterschiedlich starke T1-Relaxation vernachlässigt werden.

Claims (5)

1. Bildgebendes Verfahren für ein Kernspintomographiegerät, das eine Pulssequenz nach dem Echoplanarverfahren verwendet, wobei je Akquisition nach einem Hf-Anregepuls ein aus Teilim­ pulsen mit wechselnder Polarität zusammengesetzter Auslese­ gradient (RO) und mindestens ein Phasencodiergradient (PO) eingeschaltet werden, wobei die entstehenden Signale digitali­ siert und im k-Raum je Teilimpuls des Auslesegradienten (RD) in eine Zeile einer Rohdatenmatrix eingeschrieben werden, wobei die Zeilen nach den durch den Phasencodiergradienten (PC) bestimmten Phasenfaktoren geordnet sind, dadurch gekennzeichnet, daß je Akquisition nur ein Teil des k-Raumes in Phasencodierrichtung abgetastet wird und daß der Phasencodiergradient (PO) derart geschaltet wird, daß mit aufeinanderfolgenden Akquisitionen in Phasencodierrichtung ineinander verschachtelte Bereiche des k-Raumes abgetastet werden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekenn­ zeichnet, daß zur Abtastung unterschiedlicher Be­ reiche des k-Raumes vor der Auslesephase von Akquisition zu Akquisition unterschiedliche Einstellgradienten in Phasencodier­ richtung eingeschaltet werden.

3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei zwischen Anregepuls und Auslesephase ein Vorphasierpuls (PCV, ROV) in Phasencodierrichtung und/oder Ausleserichtung eingefügt wird, dadurch ge­ kennzeichnet, daß jeder Einstellgradient in einer Zeitspanne zwischen Vorphasierpuls (PCV, ROV) und erstem Teilimpuls des Auslesegradienten (RO) eingeschaltet wird und daß diese Zeit­ spanne für alle Akquisitionen konstant gehalten wird.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die bei verschiedenen Akqui­ sitionen erhaltenen Signalamplituden derart skaliert werden, daß Signalamplitudenunterschiede zwischen den Akquisitionen ausgeglichen werden.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß für verschiedene Akquisi­ tionen Flip-Winkel der Anregepulse (RF) derart gewählt werden, daß die jeweils erzeugte Transversalmagnetisierung gleich bleibt.