DE4213050C2

DE4213050C2 - Verfahren zur Kompensation von Magnetfeldinhomogenitäten erster Ordnung bei Kernspintomographiegeräten

Info

Publication number: DE4213050C2
Application number: DE19924213050
Authority: DE
Inventors: Atsutaka Manabe; Shigefumi Kakimoto
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1992-04-21
Filing date: 1992-04-21
Publication date: 1994-03-03
Anticipated expiration: 2012-04-22
Also published as: DE4213050A1

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Kompensation von Magnetfeldinhomogenitäten erster Ordnung bei Kernspintomographiegeräten.

Bei Kernspintomographiegeräten ist die Homogenität des Grundmagnetfeldes ein entscheidender Faktor für die Abbil dungsqualität. Feldinhomogenitäten im Bildbereich verursa chen geometrische Bildverzerrungen, die den Feldabweichun gen proportional sind.

Wie in dem Artikel "Aspects of shimming a superconductive whole-body MRI magnet" von G. Frese et al beschrieben, läßt sich ein Magnetfeld mit den Entwicklungskoeffizienten von sphärischen Harmonischen darstellen. Aus dem genannten Artikel ist es auch bereits bekannt, daß Feldabweichungen durch elektrische Shimspulen kompensiert werden können. Lineare Feldabweichungen, d. h. Feldfehler erster Ordnung, können auch dadurch kompensiert werden, daß man Gradien tenspulen mit einem Offset-Strom, d. h. einem konstanten Strom, der der Gradienten-Pulssequenz überlagert wird, beaufschlagt.

Ein nicht iteratives Verfahren zur allgemeinen Shimmung von Magneten ist in dem Artikel "Fast, non-iterative shimming of spatially localized signals" in Journal of Magnetic Resonance 96, Seiten 323 bis 334 (1992), be schrieben. Dieses Verfahren beruht jedoch auf einem rela tiv komplizierten mathematischen Algorithmus. Aufgabe der Erfindung ist es daher, ein möglichst einfaches Verfahren zur Bestimmung des Offsets von Gradienten-Strömen anzuge ben, das eine Korrektur von Magnetfeldfehlern erster Ord nung ermöglicht.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die Merk male des Anspruches 1 bzw. des Anspruches 2.

Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Un teransprüchen angegeben.

Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend an hand der Fig. 1 bis 13 näher erläutert. Dabei zeigt

Fig. 1 ein Ausführungsbeispiel für eine x- bzw. y-Gradientenspule,

Fig. 2 ein Ausführungsbeispiel für eine z-Gradientenspule,

Fig. 3 und 4 ein Ausführungsbeispiel für eine Pulssequenz zur Durchführung des Verfahrens,

Fig. 5 bis 10 eine Pulssequenz zum Offsetabgleich aller Gradientenspulen,

Fig. 11 bis 13 ein alternatives Ausführungsbeispiel einer Pulssequenz.

Bekanntlich erfolgt eine Ortsauflösung der Kernresonanzsi gnale in der Kernspintomographie dadurch, daß einem homo genen, statischen Grundfeld in der Größenordnung von 1 Tesla ein linearer Magnetfeldgradient überlagert wird. Die Prinzipien der Bildgebung sind beispielsweise in dem Arti kel von Bottomley "NMR-Imaging techniques and applications: a review" in Review of Scientific Instrumentation, 53 (9), 9/82, Seiten 1319 bis 1337, erläutert.

Zur Ortsauflösung in drei Dimensionen müssen Magnetfeld gradienten in drei, vorzugsweise senkrecht aufeinander stehenden Richtungen erzeugt werden. In den Fig. 1 und 2 ist jeweils ein Koordinatenkreuz x, y, z eingezeichnet, das die Richtung der jeweiligen Gradienten darstellen soll. Fig. 1 zeigt schematisch eine herkömmliche Anordnung von Gradientenspulen für die Erzeugung eines Magnetfeld gradienten Gy in y-Richtung. Die Gradientenspulen 2 sind als Sattelspulen ausgeführt, die auf einem Tragrohr 1 befestigt sind. Durch die Leiterabschnitte 2a wird innerhalb eines kugelförmigen Untersuchungsvolumens 11 ein weitgehend konstanter Magnetfeldgradient Gy in y-Richtung erzeugt. Die Rückleiter erzeugen aufgrund ihrer größeren Entfernung von Untersuchungsvolumen 11 dort lediglich ver nachlässigbare Komponenten.

Die Gradientenspulen für den x-Magnetfeldgradienten sind identisch zu den Gradientenspulen 2 für den y-Magnetfeld gradienten aufgebaut und lediglich auf dem Tragrohr 1 um 90° in azimutaler Richtung verdreht. Der Übersichtlichkeit wegen sind sie daher in Fig. 1 nicht dargestellt.

Die Gradientenspulen 3 für den Magnetfeldgradienten in z- Richtung sind in Fig. 2 schematisch dargestellt. Die Spulen sind ringförmig ausgeführt und symmetrisch zum Mittelpunkt des Untersuchungsvolumens 11 angeordnet. Da die beiden Ein zelspulen 3a und 3b in der in Fig. 2 dargestellten Weise in entgegengesetzter Richtung stromdurchflossen sind, verur sachen sie einen Magnetfeldgradienten in z-Richtung.

Detaillierte Angaben zur Anordnung von Gradientenspulen sind in der EP-A1-0 073 402 zu finden. In den Fig. 1 und 2 ist ferner schematisch die Stromversorgung für die Gra dientenspulen dargestellt. Der Strom I durch die jeweilige Gradientenspule wird durch einen eine Meßsequenz vorgege benden Pulsgenerator P und einen Geber O für einen kon stanten Offsetstrom bestimmt, wobei die Ausgangssignale des Pulsgenerators und des Gebers O addiert werden.

Das Grundprinzip des erfindungsgemäßen Verfahrens wird nachfolgend anhand eines in den Fig. 3 und 4 dargestellten Ausführungsbeispiels erläutert.

Auf ein Untersuchungsvolumen wird zunächst ein 90°-Hf-Puls RF eingestrahlt. Von einem Zeitpunkt T₁ bis zu einem Zeit punkt T₂ wird eine der Gradientenspulen in x-, y- oder z- Richtung mit einem Strom beaufschlagt, der einen Gradien ten G1^- in negativer x-, y- oder z-Richtung erzeugt. Die Anstiegszeit des Gradienten G1^- ist mit ΔT, die identische Abfallzeit ebenfalls mit ΔT und seine Amplitude mit -A_de bezeichnet. Anschließend wird die Stromrichtung durch die Gradientenspule umgekehrt, der dadurch entstehende Gra dient in positiver x-, y- oder z-Richtung ist mit G1⁺ bezeichnet, seine Amplitude mit A_rd und seine Anstiegs- bzw. Abfallzeit mit ΔT.

Durch die Gradientenumkehr werden die mit dem Hf-Puls RF1 angeregten Spins bekanntlich refokussiert, so daß zum Zeitpunkt T_e ein Gradientenechosignal S entsteht. In be kannter Weise ist der Zeitpunkt des Echos dadurch gegeben, daß das Zeitintegral des positiven Gradiententeiles G1⁺ gleich dem Zeitintegral des negativen Gradiententeiles G1^- sein muß oder - anders ausgedrückt - daß die Flächen unter beiden Gradiententeilen G1^-, G1⁺ gleich sein müssen.

Wenn das Grundmagnetfeld in Richtung des Gradienten G1 nicht konstant ist, so überlagert sich der dadurch gege bene, ungewollte Magnetfeldgradient zu den Gradienten, wie sie durch die Ströme durch die entsprechende Gradienten spule hervorgerufen werden. Der damit verursachte Gradien ten-Offset ist im Ausführungsbeispiel nach Fig. 3 positiv und mit A_off bezeichnet. Bei der Echobedingung (positive Gradientenfläche=negative Gradientenfläche) ist der durch Magnetfeldinhomogenitäten verursachte Gradienten- Offset A_off zu berücksichtigen und führt im Beispiel nach Fig. 3 dazu, daß das Echosignal S1 nach links verschoben wird. In Fig. 3 ist die unter Berücksichtigung des Gradien tenoffsets A_off wirksame negative Fläche punktiert und die wirksame positive Fläche schraffiert. Beide Flächen müssen zur Entstehung des Echosignals S gleich sein.

Wenn man nun - wie in Fig. 4 dargestellt - dieselbe Sequenz mit umgekehrter Richtung des Gradienten G ablaufen läßt, so wird das Echosignal bei gleichem Gradientenoffset A_off auf der Zeitachse nach rechts verschoben. In diesem Fall ist die Echobedingung, wie man aus einem Vergleich der Flächen I und II unschwer erkennt, früher erreicht.

Ohne Gradientenoffset A_off würden die Echosignale bei den Sequenzen nach den Fig. 3 und 4 zum selben Zeitpunkt T_e nach dem Hf-Puls RF auftreten. Aus der Differenz zwischen den Abständen des jeweiligen Echosignals S1, S2 zum jewei ligen Hf-Puls RF1, RF2 bei den Sequenzen nach den Fig. 3 und 4 läßt sich nach folgendem Verfahren der vorhandene Gradientenoffset A_off bestimmen: Ausgehend von Fig. 3 und der Echobedingung, daß das Zeitintegral über den gesamten Gradienten G(t) jeweils 0 sein muß, ergibt sich folgende Gleichung:

Dabei ist der gesamte Gradient G(t) zusammengesetzt aus den Gradienten G1^-, G1⁺ und dem Gradientenoffset A_off:

G(t) = G1^-(t) + G1⁺(t) + A_off (2)

Dabei errechnen sich die Integrale wie folgt:

wobei mit A_de die Amplitude des Gradienten G1^- und mit A_rd die Amplitude des Gradienten G1⁺ bezeichnet ist.

Gleichungen (4) und (5) in (2) eingesetzt ergibt:

Damit erhält man den Echo-Zeitpunkt T_e1 wie folgt:

Wenn man die obigen Gleichungen auf die Meßsequenz nach Fig. 4 anwendet, so ergibt sich die entsprechende Echo zeit T_e2 wie folgt:

Aus den Gleichungen (7) und (8) erhält man:

und damit den Gradientenoffset A_off zu:

Dabei können T_e1 und T_e2 aufgrund der beiden Sequenzen nach Fig. 3 und Fig. 4 gemessen werden, die Gradientenam plitude A_rd ist Bestimmungsgröße für die von den Gradien tenspulen herrührenden Gradienten und damit bekannt.

Wenn man nun den Gradientenoffset auf diese Weise berech net hat, kann man diesen auf einfache Weise kompensieren, indem man die jeweilige Gradientenspule mit einem entspre chenden Offsetstrom, der zu dem vom Pulsgenerator vorgege benen Gradientenstrom addiert wird, speist. Dieser Offset strom kann damit mit einer einfachen Berechnungsmethode ohne zeitraubendes iteratives Verfahren gefunden werden.

Die Ermittlung der Zeitspannen T_e1 und T_e2 setzt voraus, daß das Echomaximum ermittelt wird. Der damit verbundene Aufwand läßt sich jedoch vermeiden, indem man jedes Echo signal Fourier-transformiert und die Steigungen der damit erhaltenen Phasenkurven vergleicht. Diese Steigung ist ein Maß für den Zeitabstand zwischen der Echoposition und dem Zeitursprung für die Fouriertransformation. Wenn Echoposi tion und Zeitursprung zusammenfallen, ergibt sich ein kon stanter Phasenverlauf, wenn nicht, ergeben sich positive oder negative Steigungen, die proportional dem Zeitabstand sind. Wenn das Grundmagnetfeld Abweichungen höherer Ord nung aufweist, sind die Phasenkurven nicht linear. Es ist daher vorteilhaft, auf die Phasenkurven eine Linear-Fit- Methode anzuwenden.

Wenn ein Gradientenoffset vorliegt, sind die Steigungen der Phasenkurven der beiden Sequenzen ungleich, eine Ab weichung der Steigungen ist ein Maß für den Gradientenoff set A_off. Aufgrund dieser Abweichung kann wiederum der Gradientenoffsetstrom berechnet werden, der notwendig ist, um den Gradientenoffset A_off zu kompensieren.

Um Fehlerterme erster Ordnung des Magnetfeldes in allen drei Raumrichtungen zu kompensieren, wird man im allgemei den das beschriebene Verfahren in drei Raumrichtungen, al so bezüglich der drei vorhandenen Gradientenspulen durch führen. Eine entsprechende Sequenz ist in den Fig. 5 bis 10 dargestellt. Dazu wird im Ausführungsbeispiel eine Folge von insgesamt sechs Hf-Pulsen RF1 bis RF6 eingestrahlt. Um die Messung so schnell wie möglich durchführen zu können, wird die Relaxationszeit der Spins zwischen zwei Hf-Pulsen RF2 bis RF6 2 nicht abgewartet. Um dennoch den Einfluß einer Messung auf die nachfolgende zu vermeiden, ist jedem Hf-Puls RF in jeder Gradientenrichtung ein Spoilergradient GSx, GSy und GSz vorangestellt, der die noch vorhandene Phasenkohärenz zerstört. Diese Spoilergradienten GS weisen vorteilhafterweise dieselbe Richtung wie der unmittelbar vorhergehende Gradient auf, da damit ihre Wirkung ver stärkt wird.

Mit den Hf-Pulsen RF1 und RF2 wird zunächst die anhand der Fig. 3 und 4 beschriebene Pulssequenz für den x-Gradienten durchgeführt. Die dabei erhaltenen Signale S1 und S2 wer den, wie beschrieben, für den Offsetabgleich in x-Richtung verwendet. Mit den Hf-Pulsen RF3, RF4 bzw. RF5, RF6 werden entsprechende Sequenzen für den y- bzw. z-Gradienten durch geführt. Die dabei jeweils entstehenden Signale S3, S4 bzw. S5, S6 werden wiederum für den Offsetabgleich der y- bzw. z-Gradienten verwendet.

Das beschriebene Verfahren zur Kompensation des Gradien tenoffsets kann schnell durchgeführt werden. Wenn nötig, ist dieser Abgleich vor jeder Untersuchung mit dem Kern spintomographiegerät ohne wesentliche Verlängerung der Untersuchungszeit möglich.

Anhand der Fig. 11-13 wird im folgenden ein weiteres Ausführungsbeispiel, bei dem nicht mit Gradientenechos, sondern mit Spinechos gearbeitet wird, erläutert. Zur Erklärung ist in Fig. 11 zunächst eine herkömmliche Spin echosequenz dargestellt. Dabei folgt auf einen Hochfrequenzpuls RF zunächst ein Gradient G, dann ein 180° Hochfrequenzpuls RF* und schließlich ein Gradient G*, unter dem ein Spinechosignal S ausgelesen wird. Während der ganzen Zeit ist ein Gradientenoffset A_off wirksam.

Im Normalfall ist der 180° Hochfrequenzpuls RF* zentrisch zwischen dem Hochfrequenzpuls RF und dem Echosignal S angeordnet. Dies führt dazu, daß konstante Feldinhomogeni täten, also auch der Gradientenoffset A_off die Position des Echosignals S nicht beeinflussen, da die Gradienten fläche links und rechts vom 180° Hochfrequenzpuls RF* gleich ist.

Um den Gradientenoffset A_off zu ermitteln, wird in einer ersten Sequenz nach Fig. 12 ein 180° Hochfrequenzpuls RF1* gegenüber der zentrischen Position nach links verschoben. Ohne Magnetfeldinhomogenitäten hätte dies keinen Einfluß auf die Position des Spinechos S1, da für die Echo bedingung nur die Gradientenflächen der Gradienten G1 und G1* maßgeblich wären. Der Gradientenoffset A_off führt jedoch dazu, daß das Echosignal S1 nach links verschoben wird (also früher auftritt). Dies wird anschaulich durch einen Vergleich der gesamten Gradientenfläche zwischen erstem Hochfrequenzpuls RF1 und 180° Hochfrequenzpuls RF1* und der Gradientenfläche zwischen 180° Hochfrequenzpuls RF1* und dem Echosignal S1.

In einer zweiten Sequenz mit einem zweiten Hochfrequenz puls RF2 und einem zweiten Gradientenpuls G2 wird der 180° Hochfrequenzpuls RF2* gegenüber der zentralen Position nach rechts verschoben. Damit wird durch die Wirkung des Gradientenoffsets A_off auch das zugehörige Spinechosignal S2 nach rechts verschoben, was wiederum durch einen Vergleich der wirksamen Gradientenflächen anschaulich wird.

Durch Vergleich der Echopositionen in den beiden Sequenzen nach Fig. 12 und 13 kann man damit eine Zeitdifferenz Δt ermitteln, die wiederum ein Maß für den Gradientenoffset A_off darstellt. Die Zeitdifferenz Δt kann zweckmäßiger weise, wie bereits oben erläutert, durch Fouriertransforma tion der Echosignale S1 und S2 und Vergleich der Steigungen der damit erhaltenen Phasenkurven ermittelt werden. Aus der Zeitdifferenz Δt kann man dann den zur Kompensation des Gradientenoffsets A_off erforderlichen Offsetstrom I_off bestimmen.

Claims

1. Verfahren zur Kompensation von Magnetfeldinhomogenitäten erster Ordnung bei Kernspintomographiegeräten mit folgenden Schritten:

a) ein erster Hf-Puls (RF1), der einen Bereich in einem Untersuchungsraum anregt, das sich zumindest in der er sten Richtung erstreckt, wird eingeschaltet;
b) durch Einschalten eines ersten Gradientenpulses (G1) durch eine Gradientenspule (2, 3) in der ersten Richtung und anschließende Umkehr des Gradientenpulses (G1) wird ein erstes Gradientenechosignal (S1) erzeugt;
c) ein zweiter Hf-Puls (RF2), der einen Bereich in einem Untersuchungsraum anregt, das sich zumindest in der er sten Richtung erstreckt, wird eingeschaltet;
d) durch Einschalten eines zweiten Gradientenpulses (G2) durch die Gradientenspule (2, 3) in einer zur ersten Richtung entgegengesetzten Richtung und anschließende Umkehr dieses Gradientenpulses (G2) wird ein zweites Gradientenechosignal (S2) erzeugt;
e) aus der Differenz der Zeitabstände (T_e1, T_e2) zwischen erstem Hf-Puls (RF1)/erstem Gradientenechosignal (S1) und zweitem Hf-Puls (RF2)/zweitem Gradientenechosignal (S2) wird ein Offststrom (I_off) derart bestimmt, daß bei dessen Aufschalten auf die Gradientenspule (2, 3) die Differenz der Zeitabstände Null wird;
f) während nachfolgender Untersuchungsphasen wird die Gradientenspule (2, 3) zusätzlich zu den Gradientenpulsen einer Meßsequenz mit dem so ermittelten konstanten Offsetstrom (I_off) beaufschlagt.

2. Verfahren zur Kompensation von Magnetfeldinhomogenitäten erster Ordnung bei Kernspintomographiegeräten mit folgenden Schritten:

a) ein erster Hf-Puls (RF1), der einen Bereich in einem Untersuchungsraum anregt, der sich zumindest in der er sten Richtung erstreckt, wird eingeschaltet;
b) ein erster Gradientenpuls (G1) durch eine Gradientenspule (2, 3) in einer ersten Richtung wird eingeschaltet;
c) ein erster 180°-Hf-Puls (RF1*), der nicht zentrisch bezüglich des ersten HF-Pulses (RF1) und eines Echo zeitpunktes liegt, wird eingeschaltet;
d) unter einem ersten Auslesegradienten (G1*) in der ersten Richtung wird ein erstes Spinechosignal (S1) ausgelesen;
e) ein zweiter Hf-Puls (RF2) , der einen Bereich in einem Untersuchungsraum anregt, das sich zumindest in der ersten Richtung erstreckt, wird eingeschaltet;
f) ein zweiter Gradientenpuls (G2) durch die Gradientenspule (2, 3) in der ersten Richtung wird eingeschaltet;
g) ein zweiter 180°-Hf-Puls (RF2*), der zum zweiten Hf-Puls (RF2) einen anderen Abstand aufweist als der erste 180°-Hf-Puls (RF1*) zum ersten Hf-Puls (RF1), wird eingeschaltet;
h) unter einem zweiten Auslesegradienten (G2*) in der ersten Richtung wird ein zweites Spinechosignal (S2) ausgelesen;
i) aus der Differenz der Zeitabstände (Δt) zwischen erstem Hf-Puls (RF1)/erstem Spinechosignal (S1) und zweitem Hf-Puls (RF2)/zweitem Spinechosignal (S2) wird ein Offsetstrom (I_off) derart bestimmt, daß bei dessen Aufschalten auf die Gradientenspule (2, 3) die Differenz der Zeitabstände Null wird;
j) während nachfolgender Untersuchungsphasen wird die je weilige Gradientenspule (2, 3) zusätzlich zu den Gra dientenpulsen einer Meßsequenz mit dem so ermittelten konstanten Offsetstrom (I_off) beaufschlagt.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß während der Einstrah lung der Hf-Pulse (RF1, RF2) keine Gradienten eingeschaltet sind.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß es für drei Gradientenrichtungen (x, y, z) unmittelbar nacheinander durchgeführt wird, wobei vor jedem Hf-Puls (RF1 bis RF6) ein Spoiler-Gradient (GS) eingeschaltet wird.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, da durch gekennzeichnet, daß es vor jeder Untersuchungsphase durchgeführt wird.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, da durch gekennzeichnet, daß die Dif ferenz der Zeitabstände (T_e1, T_e2) mittelbar durch Ver gleich der mittleren Steigungen der Phasenkurven nach Fourier-Transformation der beiden Echosignale (S1, S2) ermittelt wird.