DE4415393A1 - Turbospinechosequenz zur Erzeugung von Bildern mit schwacher bis mittelstarker T2-Wichtung - Google Patents

Description

Aus der EP-B1-0 175 184 ist eine Pulssequenz bekannt, bei der auf einen 90°-Anrege-Hochfrequenz-Puls mehrere 180°-Hochfre­ quenzpulse folgen, die als Refokussierungspulse wirken. Auf jeden Refokussierungspuls folgt ein Spinechosignal. Durch entsprechende Phasencodier- und Auslesegradienten sowie durch bekannte Bildrekonstruktionsverfahren kann aus den gewonnenen Signalen ein Bild des Untersuchungsobjekts rekonstruiert werden.

Nach einer einzigen Anregung können sogar so viele Echosi­ gnale gewonnen werden, daß die Bildgewinnung einer vollstän­ digen Schicht des Untersuchungsobjekts möglich ist. Derartige Pulssequenzen werden in der Literatur als "Single-Shot Se­ quenz" bezeichnet. Dabei tritt jedoch das Problem auf, daß die Amplitude der Echosignale nach der Anregung mit der Querrelaxationszeit T2 abfällt. Wenn man die Echosignale in herkömmlicher Weise derart phasencodiert, daß sie entspre­ chend ihrer Reihenfolge nach der Anregung von der ersten bis zur letzten Zeile in die Rohdatenmatrix einsortiert werden, also der wirksame Phasencodiergradient vom höchsten negativen Wert zum höchsten positiven Wert oder umgekehrt verläuft, so entsteht eine sehr starke T2-Gewichtung der Bilder, was in vielen Fällen unerwünscht ist. Für die Gewichtung des entste­ henden Bildes ist im wesentlichen die mittlere Zeile der Rohdatenmatrix, also die Null-Zeile maßgebend. Da diese bei der oben erwähnten herkömmlichen Einsortierung der Signale in die Rohdatenmatrix relativ lange nach der Anregung gemessen wird, entsteht die starke T2-Gewichtung.

Die Reihenfolge der Einsortierung der Signale hat auch Ein­ fluß auf Kontrast und Artefakte des gewonnenen Bildes. Dies wird in dem Artikel "RARE Imaging: A Fast Imaging Method for Clinical MR" in Magnetic Resonance in Medicine 3, 823 bis 833 (1986) sowie in dem Artikel "Phase-encode Order and its Effect on Contrast and Artifact in Single-Shot RARE Sequen­ ces" in Medical Physics 18 (5), September/Oktober 1991, Seiten 1032 bis 1037 erläutert. In der zweitgenannten Litera­ turstelle wird auch der Einfluß auf die T2-Gewichtung erör­ tert. Beispielsweise wird vorgeschlagen, die T2-Gewichtung dadurch zu verringern, daß das erste Echosignal nach der An­ regung mit einem mittleren negativen Phasencodierwert codiert wird, der von Echo zu Echo sequentiell erhöht wird, bis der höchste positive Phasencodierwert erreicht wird. Die verblei­ benden Echos werden dann mit den vorher übersprungenen nega­ tiven Phasencodierwerten codiert, und zwar beginnend mit dem höchsten negativen Phasencodierwert. Dies kann als zeitliche Rotation des der Null-Zeile zugeordneten Echos betrachtet werden.

Diese Art der Einsortierung führt jedoch dazu, daß in der Rohdatenmatrix ein erheblicher Amplitudensprung zwischen zwei Zeilen auftritt. Damit wird ein sogenannter "Banding" Arte­ fakt verursacht. Außerdem treten bei diesem Verfahren, wie in der genannten Literaturstelle ausgeführt, noch weitere Arte­ fakte auf.

In dem Artikel "Fast Spin Echo with Use of Half Scanning" in SMRM-Abstract Band, 11. SMRM, Berlin, 1992, Seite 4524 wird ausgeführt, daß bei Turbo-Spinechosequenzen nochmals Meßzeit gespart werden kann, wenn man nur den halben Fourier-Raum abtastet. Hierbei werden die Echosignale auf herkömmliche Weise in die Rohdatenmatrix einsortiert, das heißt beginnend mit dem ersten Signal nach der Anregung in der ersten Zeile der Rohdatenmatrix. Dieser Artikel bezieht sich nicht auf eine "single shot"-Sequenz, sondern auf eine Mehrfachanre­ gungssequenz.

Aufgabe der Erfindung ist es, eine Pulssequenz nach dem Turbospinecho-Verfahren in Single-Shot-Technik so auszuge­ stalten, daß die T2-Wichtung des erzeugten Bildes verringert wird, wobei gleichzeitig Artefakte weitgehend vermieden werden sollen.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Anspruchs 1. Dabei liegt die Nullzeile definitionsgemäß entsprechend der herkömmlichen Terminologie in der Mitte der Rohdatenmatrix und ist dem Phasencodiergradienten Null zugeordnet. Bei der in Anspruch 1 angegebenen Art der Einsortierung der Meßsignale wird in die Null-Zeile der Rohdatenmatrix ein Echosignal eingetragen, das dicht nach der Anregung folgt und somit eine geringe bis mittlere T2- Wichtung aufweist. Aufgrund der Abtastung eines Teil-Fourier- Raumes werden Amplitudensprünge vermieden, so daß die eingangs genannten Banding-Artefakte nicht auftreten.

Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unter­ ansprüchen angegeben.

Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 11 näher erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 1 bis 5 eine bekannte Turbospinechosequenz nach dem Halb-Fourier-Verfahren mit herkömmlicher Einsortierung der Echosignale in die Rohda­ tenmatrix,

Fig. 6 und 7 eine Turbospinechosequenz mit einer Einsor­ tierung der Echosignale entsprechend der Erfindung,

Fig. 8 das Schema einer Bildrekonstruktion nach dem Halb-Fourier-Verfahren,

Fig. 9 bis 11 eine entsprechende Pulssequenz für eine dreidimensionale Bildgebung.

In den Fig. 1 bis 4 ist eine bekannte Pulssequenz darge­ stellt, wie sie häufig als "Turbospinechosequenz" bezeichnet wird. Gemäß Fig. 2 wird zunächst ein 90°-Hochfrequenzpuls RF1 zur Anregung der Kernspins eingeschaltet. Darauf folgen mehrere 180°-Hochfrequenzpulse RF2 bis RF8, die jeweils eine Refokussierung der Kernspins und damit Kernresonanzsignale S1 bis S7 in Form von Echosignalen bewirken. Sämtliche Hochfre­ quenzpulse RF1 bis RF8 werden unter der Wirkung von Schicht­ selektionsgradienten GS eingestrahlt, so daß sie jeweils nur auf Kernspins innerhalb einer Schicht des Untersuchungsobjek­ tes wirken. Die Amplitude der Spinechos S1 bis S7 fällt ohne Berücksichtigung des Phasencodiergradienten GP - wie in Fig. 1 dargestellt - mit der Zeitkonstanten T2 ab. Zur Frequenzco­ dierung der Spinechos S1 bis S7 wird während der Dauer jedes Spinechos ein Auslesegradient GR entsprechend Fig. 3 einge­ schaltet. Zur Ortsauflösung in einer zweiten Richtung wird jedes Spinecho S1 bis S7 individuell phasencodiert, was durch einen jedem Spinecho S1 bis S7 vorangehenden Phasencodiergra­ dienten GP entsprechend Fig. 4 erreicht wird. Die durch diesen Phasencodiergradienten verursachte Phasenverschiebung wird durch einen nach jedem Signal S1 bis S7 folgenden Pha­ sencodiergradienten umgekehrter Richtung wieder rückgängig gemacht.

Ein derartiges Verfahren ist aus dem bereits eingangs genann­ ten Artikel "Fast Spin Echo with Use of Half Scanning" in SMRM Abstract Band, 11. SMRM Berlin, 1992, bekannt. Die Pulssequenz nach den Fig. 2 bis 4 wird dabei mehrfach mit jeweils unterschiedlichen Werten des Phasencodiergradienten durchgeführt, da nach einer einzelnen Anregung noch nicht der gesamte Fourier-Raum abgetastet wird. Es handelt sich also nicht um eine sogenannte "single shot"-Technik.

Jedes der Spinechos S1 bis S7 wird abgetastet, digitalisiert und in eine Zeile einer Rohdatenmatrix eingetragen. Dabei entspricht jede Zeile der Rohdatenmatrix einer bestimmten Phasencodierung, also einer durch den wirksamen Phasencodier­ gradienten GP vorgegebenen Dephasierung des Echosignals. Dabei ändert sich die Dephasierung von der ersten zur letzten Zeile der Rohdatenmatrix in gleichen Schritten von einem maximalen Positiven zu einem maximalen Negativen. In der mittleren Zeile ist die Dephasierung Null.

Beim Halb-Fourier-Verfahren wird nur etwas mehr als die Hälfte (im dargestellten Fall die obere Hälfte) der Rohdaten­ matrix gefüllt. Es können auch noch Zeilen im oberen Randbereich der Rohdatenmatrix, also Zeilen mit der niedrigsten Zeilennummer nicht mit Meßwerten gefüllt werden, um weiter Meßzeit zu sparen. Dies wird als "reduced lines"- Verfahren bezeichnet und bei im Einsatz befindlichen Geräten bereits angewandt. Entsprechend der Anzahl der je Pulssequenz gewonnenen Signale wird der zu belegende Teil der Rohdatenma­ trix in sieben Zeilengruppen eingeteilt, wobei das jeweils erste Signal S1 jeder Pulssequenz in die erste Zeilengruppe, das jeweils zweite Signal S2 jeder Pulssequenz in die zweite Zeilengruppe eingetragen wird usw. Die Pulssequenz wird so oft mit unterschiedlichen Phasencodiergradienten durchge­ führt, bis alle Zeilen jeder Zeilengruppe belegt sind. Bei diesem bekannten Verfahren werden somit die Signale in den Randzeilen der Rohdatenmatrix, also die Signale mit der höchsten Dephasierung, in jeder Pulssequenz dicht nach dem Hf-Anregepuls RF1 gewonnen, während die Signale in den mitt­ leren Zeilen der Rohdatenmatrix, also die Signale mit der geringsten Dephasierung, in großem zeitlichen Abstand zum Hf- Anregepuls gewonnen werden.

In der Rohdatenmatrix wird üblicherweise die mittlere Zeile als Null-Zeile bezeichnet und die anderen Zeilen nach oben und unten mit positivem bzw. negativem Vorzeichen durchnumeriert.

Aus der Rohdatenmatrix nach Fig. 5 kann man in bekannter Weise durch zweidimensionale Fourier-Transformation und ein später noch näher erläutertes Halb-Fourier-Verfahren ein Bild gewinnen.

Wie man in Fig. 1 sieht, weisen alle Spinechos S1 bis S7 eine unterschiedliche, von der Zeitkonstanten T2 abhängige Amplitude auf, sie sind also unterschiedlich T2-gewichtet. Die Gewichtung des aus der Rohdatenmatrix zu rekonstruieren­ den Bildes wird im wesentlichen durch die zeitliche Lage des Echos bestimmt, bei dem der Phasencodiergradient die kleinste Amplitude hat, das Echosignal also am wenigsten dephasiert wird. Im Ausführungsbeispiel nach den Fig. 1 bis 5 ist dies das Echosignal S7. Der zeitliche Abstand zwischen dem 90°-Anregepuls und diesem Echosignal S7 wird auch als effek­ tive Echozeit TE_eff bezeichnet. Da das in die Null-Zeile der Rohdatenmatrix eingetragene Echosignal S7 einen großen Ab­ stand zum Hochfrequenzanregepuls RF1 aufweist, erhält man bei der herkömmlichen Einsortierung der Echosignale in die Rohda­ tenmatrix eine starke T2-Gewichtung, die in vielen Fällen unerwünscht ist.

Eine extrem starke T2-Gewichtung erhält man insbesondere bei der eingangs dargestellten "single shot"-Technik, da hierbei das letzte Signal der Pulssequenz einen großen Abstand zum Hf-Anregepuls aufweist. Diese starke T2-Gewichtung kann mit der erfindungsgemäßen Pulssequenz vermieden werden, die im folgenden anhand eines Ausführungsbeispieles erläutert wird.

Die Pulssequenz läuft ab wie in den Fig. 1 bis 3 darge­ stellt und bereits oben beschrieben. Allerdings wird hier eine "single shot"-Technik angewandt, bei der alle Echosi­ gnale für die Rohdatenmatrix nach einem einzigen Hf-Anrege­ puls RF1 gewonnen werden. Es sind daher in der Praxis wesent­ lich mehr als die dargestellten sieben Echosignale erforder­ lich. Der Darstellbarkeit halber wird im folgenden jedoch angenommen, daß ein Bild aus nur sieben Zeilen der Rohdaten­ matrix erzeugt wird, und daß daher nur sieben unterschiedlich phasencodierte Echosignale S1 bis S7 gewonnen werden.

Die T2-Gewichtung wird nun dadurch verringert, daß man bei der Halb-Fourier-Technik die Spinechos in der Nähe der Null- Zeile beginnend einsortiert. Der hierzu erforderliche Verlauf des Phasencodiergradienten ist in Fig. 6 dargestellt. Dabei wird das erste Spinecho S1 nur gering in positiver Richtung dephasiert oder phasencodiert, das zweite Echosignal wird nicht phasencodiert und kommt somit in die Null-Zeile nach Fig. 7 zu liegen, während die nachfolgenden Echosignale S3 bis S7 zunehmend in negativer Richtung phasencodiert werden und somit weiter nach unten in die Zeilen der Rohdatenmatrix nach Fig. 7 einsortiert werden. Dabei kann man zusätzlich Meßzeit dadurch sparen, daß auch die untersten Zeilen der Rohdatenmatrix MR, d. h. also die Zeilen mit den höchsten negativen Zeilennummern nicht mit Meßwerten belegt werden. Wichtig ist jedoch aus den unten angegebenen Gründen, daß die Nullzeile mit Meßwerten belegt wird. Damit wird also ein Bereich der Rohdatenmatrix mit Meßwerten gefüllt, der asymmetrisch zur Null-Zeile liegt und diese beinhaltet.

Das in die Null-Zeile der Rohdatenmatrix einsortierte Echosi­ gnal S2 ist nur schwach T2-gewichtet, so daß man insgesamt ein Bild mit geringer T2-Gewichtung erhält. Ein besonderer Vorteil des Verfahrens besteht darin, daß von Zeile zu Zeile keine starke Änderung der Amplituden der Spinechos auftritt, so daß die beim eingangs genannten Stand der Technik entste­ henden Banding-Artefakte vermieden werden.

Nach dem beschriebenen Verfahren wird also nur ein Teil des Fourier-Raums abgetastet. Aufgrund des reellen Objekts ist die Rohdatenmatrix theoretisch konjugiert komplex-symmetrisch um die Null-Zeile. Die Null-Zeile muß immer mitgemessen werden, da sie niedrige Frequenzen enthält, die eine Information über die grobe Struktur des gemessenen Objektes beinhalten und maßgeblich das Signal-Rausch-Verhältnis beeinflussen. Allerdings kann in der Praxis die Position der Null-Zeile aufgrund der Messung nicht exakt bestimmt werden, da sie durch Inhomogenitäten im Grundfeld, durch Wirbelströme und Gradienten-Offsets verfälscht wird. Wenn die Null-Zeile nicht exakt in der Mitte der Rohdatenmatrix liegt und die Spinechos nicht exakt in der Mitte jeder Zeile liegen, erhält man eine Phasenverschiebung über die fouriertransformierten Daten in Zeilen- bzw. Spaltenrichtung. Wenn man die vollständige Rohdatenmatrix mißt, kann man die Phasenverschiebung ausmitteln, indem man sowohl Real- als auch Imaginärteile des Signals für die Auswertung verwendet und eine Betragsbildung durchführt. Wenn man jedoch nur einen asymmetrisch zur Null-Zeile liegenden Teil der Fourier-Zeilen mißt, muß die Phasenverschiebung auf andere Weise korrigiert werden, um eine gute Bildqualität zu erhalten.

Daher werden einige Zeilen über die Null-Zeile der Rohdatenmatrix MR hinaus, also Zeilen beidseitig der Null- Zeile gemessen. Wie im Flußdiagramm nach Fig. 8 dargestellt wird, werden die zentralen Spalten der Zeilen um die Null- Zeile herum in die Mitte einer Korrekturmatrix MC plaziert, die die Größe der gewünschten Bildmatrix hat. Der verbleibende Bereich dieser Korrekturmatrix MC wird mit Null aufgefüllt. Anschließend wird diese Korrekturmatrix fouriertransformiert. Um Artefakte zu vermeiden, die durch das Auffüllen der äußeren Bereiche mit Null entstehen, wird vor der Fourier-Transformation ein lineares Filter (z. B. ein Hanning-Filter) angewandt. Auch in der Rohdatenmatrix MR werden die nicht mit Meßwerten gefüllten Zeilen mit Nullen gefüllt, um eine quadratische Matrix zu erhalten und ebenfalls gefiltert und fouriertransformiert. Die so erhaltene Matrix wird mit der konjugiert-komplexen normalisierten Korrekturmatrix MC′ multipliziert und der absolute Realteil für die Bilddaten verwendet. Aufgrund der angewandten Korrektur sollte die Phase und damit der Ima­ ginärteil Null sein und damit der Betrag gleich dem Realteil.

Das Verfahren kann auch auf dreidimensionale Bildgebung erweitert werden. Eine entsprechende Pulssequenz ist in den Fig. 9 bis 11 dargestellt. Auch hierbei folgt auf einen 90°-Hochfrequenz-Anregepuls RF1 wieder eine Reihe von Refo­ kussierpulsen RF2 bis RF8, die entsprechende Spinechos S1 bis S7 erzeugen. Die Codierung der Spinechos S1 bis S7 durch die Phasencodiergradienten GP und durch die Auslesegradienten GR erfolgt wie im Ausführungsbeispiel nach den Fig. 1 bis 6. Im Unterschied zu diesem wird jedoch in Schichtselektions­ richtung vor jedem Spinecho S1 bis S7 ein weiterer Phasenco­ diergradient GPS eingeschaltet, wobei nach jedem Spinecho S1 bis S7 durch einen entgegengesetzt gerichteten Gradienten die Spins wieder rephasiert werden. Die selektive Anregung er­ streckt sich hier auf dickere Schichten bzw. Scheiben, wobei durch den zusätzlichen Phasencodiergradienten in Schichtse­ lektionsrichtung noch eine Ortsauflösung in Schichtrichtung erfolgt. Die Phasencodiergradienten GPC in Schichtselektions­ richtung sind für die Spinechos S1 bis S7 konstant. Die dargestellte Pulssequenz wird jedoch N-mal mit N verschiede­ nen Werten der Gradiententabelle in Schichtselektionsrichtung durchgeführt. Damit kann man eine dreidimensionale Rohdaten­ matrix erstellen, aus der durch dreidimensionale Fourier- Transformation ein Bild gewonnen wird.

Claims (5)

1. Spinecho-Pulssequenz zur Erzeugung von Bildern in einem Kernspintomographiegerät mit folgenden Schritten:

• a) Auf ein Untersuchungsobjekt wird ein Hf-Anregepuls (RF1) eingestrahlt.
• b) Nach dem Hf-Anregepuls (RF1) werden durch wiederholte Anwendung von Hf-Refokussierungspulsen (RF2-RF8) ausreichend viele Echosignale (S1-S7) gewonnen, um die Rekonstruktion eines Bildes zu ermöglichen, wobei durch vorgeschaltete Phasencodiergradienten (GP) in einer ersten Richtung die Echosignale (S1-S7) jeweils unterschiedlich phasencodiert werden.
• c) Jedes Echosignal (S1-S7) wird unter einem Auslesegradienten (GR) abgetastet und die digitalisierten Abtastwerte in je eine Zeile einer Rohdatenmatrix (MR) eingetragen, wobei nur ein Teil der Rohdatenmatrix (MR), der asymmetrisch zu einer Null-Zeile liegt und diese beinhaltet, mit Abtastwerten gefüllt wird, und wobei die Phasencodiergradienten (GP) nach Schritt b) so geschaltet werden, daß die Echosignale, die durch den Phasencodiergradienten nur wenig dephasiert sind, dicht nach dem Hf-Anregepuls (RF1) gewonnen werden.
• d) Aus der Rohdatenmatrix (MR) wird mit einer Halb- Fourier-Methode ein Bild rekonstruiert.

2. Pulssequenz nach Anspruch 1, dadurch ge­ kennzeichnet, daß die Echosignale (S1-S7) in ihrer Reihenfolge nach dem Anrege-Hf-Puls beginnend mit einer kleinen Dephasierung durch den Phasencodiergradienten in gleichen Schritten bis zu einer starken Dephasierung in entgegengesetzter Richtung codiert werden.

3. Pulssequenz nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Hf- Refokussierungspulse (RF1-RF8) derart gewählt werden, daß sie einen Flip-Winkel kleiner als 180° bewirken.

4. Pulssequenz nach Anspruch 1, dadurch ge­ kennzeichnet, daß die Pulssequenz n-mal durchgeführt wird, wobei vor jedem Echosignal (S1-S7) ein für alle Echosignale einer Pulssequenz gleicher Phasencodiergradient (GPS) in einer dritten, zur ersten und zweiten Richtung senkrechten Richtung eingeschaltet wird, wobei nach jedem Echosignal (S1-S7) die Spins durch einen entgegengesetzt gerichteten Phasencodiergradienten (GPS) rephasiert werden, wobei der Phasencodiergradient in der dritten Richtung sich von Pulssequenz zu Pulssequenz in N Schritten ändert, und wobei die digitalisierten Abtastwerte in eine dreidimensionale Rohdatenmatrix (MR) eingetragen werden und die Bildgewinnung aufgrund einer dreidimensionalen Fourier-Transformation erfolgt.

5. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 4, da­ durch gekennzeichnet, daß die Hf- Anregepulse (RF1) und die Hf-Refokussierungspulse (RF2-RF8) unter der Wirkung eines Schichtselektionsgradienten (GS) eingestrahlt werden.