DE4423806C1 - Verfahren zur MR-Bildgewinnung mit einer Folge von Einzelmessungen - Google Patents
Verfahren zur MR-Bildgewinnung mit einer Folge von EinzelmessungenInfo
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Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur MR-Bildgewinnung mit
einer Folge von Einzelmessungen, die jeweils bestehen aus:
- a) einer Anregephase, in der Kernspins mit Anregepulsen (RF) angeregt werden,
- b) einer Codierphase, in der die Kernspins durch wenigstens einen Phasencodiergradienten (GP1-GP3) phasencodiert wer den.
- c) einer Auslesephase (AQ), in der ein Kernresonanzsignal (S) ausgelesen wird, das einem durch den vorausgehenden Phasencodiergradienten (GP1-GP3) bestimmten Punkt im k-Raum zugeordnet ist,
wobei jedes in der Auslesephase (AQ) gewonnene Signal (S) in
eine k-Raum-Matrix (RD) eingetragen wird, wobei die Meßse
quenz nach den Schritten a) bis c) n mal mit unterschiedli
cher Phasencodierung zur vollständigen Abtastung des k-Raumes
durchgeführt wird.
Ein derartiges Verfahren ist beispielsweise aus der
DE 42 19 610 C1 und der DE 42 32 731 A1 bekannt.
Inhomogenitäten im Grundmagnetfeld führen bei den gebräuchli
chen MR-Bildgebungssequenzen bekanntlich zu Bildverzerrungen.
Heute eingesetzte Pulssequenzen beruhen im allgemeinen auf
dem sogenannten "Spin-Warp"-Verfahren, wie es beispielsweise
in der US-PS 4,706,025 beschrieben ist. Dabei wird ein Kern
resonanzsignal vor dem Auslesen in mindestens einer Richtung
phasencodiert und während des Auslesens in einer weiteren
Richtung durch einen Auslesegradienten frequenzcodiert. Inho
mogenitäten des Grundmagnetfeldes in Phasencodierrichtung
sind relativ unkritisch, da es nur auf Signalunterschiede
zwischen den einzelnen Phasencodierschritten ankommt. In
Richtung des Auslesegradienten führt die Überlagerung des
Auslesegradienten mit Grundfeldinhomogenitäten aber zu Ver
zerrungen. Bei herkömmlichen Verfahren mit Schichtselektion
während der Hochfrequenz-Anregungsphase entstehen weitere
Verzerrungen, da die Feldinhomogenitäten als ortsabhängiger
zusätzlicher Schichtselektionsgradient wirken. Dies führt zu
Verbiegungen der Schichtfläche und zu einer variierenden
Schichtdicke.
Typischerweise sind daher bei Magneten für Kernspintomogra
phiegeräte innerhalb des Meßvolumens nur Linearitätsabwei
chungen bis zu etwa 1 PPM tolerierbar.
Diese Anforderungen sind nur mit großem Aufwand zu erfüllen.
Insbesondere müssen Magnete im Verhältnis zum eigentlichen
Meßvolumen verhältnismäßig lang bzw. (bei Polschuhmagneten)
relativ großflächig gebaut werden, damit die geforderte Homo
genität überhaupt erreichbar ist.
Für die Kernspintomographie in Feststoffen mit extrem kurzer
Echozeit ist es beispielsweise aus der Literaturstelle Nauert
A. et al, SMRM Abstracts, 1993, Seite 1215, bekannt, nach
einer Anregung lediglich eine Phasencodierung durchzuführen
und sehr schnell nach der Anregung ein FID-Signal ohne Ein
wirkung eines Auslesegradienten zu erfassen. Dabei erhält man
im Gegensatz zum üblichen Spin-Warp-Verfahren mit jedem Si
gnal nur einen Punkt im k-Raum. Um ein Bild mit 128x128 Bild
punkten zu erzeugen- benötigt man damit 128x128 Einzelmes
sungen, jeweils mit Hochfrequenzanregung und Phasencodierung.
Wenn man wegen der obengenannten Problematik der selektiven
Anregung auf diese verzichtet und statt dessen eine dreidimen
sionale Phasencodierung durchführt, so werden z. B. sogar
128×128×128=2′097.152 Einzelmessungen erforderlich. Da die
Gradientenfelder für jede Einzelmessung ein- und wieder
ausgeschaltet werden, kommt man insbesondere aufgrund der
notwendigen Rampenzeiten für die Gradientenpulse zu einer
langen Meßzeit und zu einer extremen Ineffizienz der Messung.
Aufgabe der Erfindung ist es daher, ein Verfahren zur MR-
Bildgewinnung anzugeben, bei dem der Zeitaufwand für die
Bildgewinnung geringer wird.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß ein
erster Phasencodiergradient während einer Gruppe von zeitlich
zusammenhängenden Einzelmessungen eingeschaltet bleibt und
sich seine Größe von Einzelmessung zu Einzelmessung ändert.
Da hierbei auf das Ein- und Ausschalten des Phasencodiergra
dienten bei jeder Einzelmessung verzichtet wird, entfallen
die ansonsten notwendigen Rampenzeiten für das Ein- und Aus
schalten des Phasencodiergradienten und die Bildgewinnung
kann wesentlich schneller durchgeführt werden.
Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unter
ansprüchen angegeben.
Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird nachfolgend anhand
der Fig. 1 bis 22 näher erläutert. Dabei zeigen:
Fig. 1 bis 6 zur Erläuterung der Problemstellung eine
herkömmliche Spin-Warp-Sequenz,
Fig. 7 ebenfalls zur Erläuterung der Problem
stellung eine k-Raum-Matrix,
Fig. 8 und 9 bin Diagramm zur Erläuterung der Wirkung
von Magnetfeldinhomogenitäten
Fig. 10 bis 14 weiterhin zur Erläuterung der Problem
stellung eine herkömmliche SPI-Sequenz,
Fig. 15 bis 18 ein Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Fig. 19 bis 21 zwei Einzelmessungen im Detail,
Fig. 22 ein Blockdiagramm für eine Mittelung meh
rerer Bilddatensätze.
Die herkömmliche Spin-Warp-Sequenz nach den Fig. 1 bis 6
soll lediglich zur Erläuterung der Problemstellung dienen.
Bei dem dargestellten Beispiel wird zunächst unter Einwirkung
eines Schichtselektionsgradienten GS ein frequenzselektiver
Hochfrequenzpuls RF eingestrahlt. Damit werden Kernspins nur
in einer Schicht des Untersuchungsgeräts angeregt. Anschlie
ßend wird die durch den positiven Teilpuls des Schichtselek
tionsgradienten GS verursachte Dephasierung durch einen nega
tiven Teilpuls GS wieder rückgängig gemacht. Ferner wird ein
Phasencodiergradient GP eingestrahlt. Schließlich wird im
Ausführungsbeispiel noch ein negativer Auslesegradient GR-
eingeschaltet.
Während der nachfolgenden Auslesephase wird lediglich ein
positiver Auslesegradient GR+ eingeschaltet. Das entstehende
Echosignal S wird - wie auf der Achse AQ durch Pfeile ange
deutet - M-mal abgetastet und die so gewonnenen M Meßwerte in
eine Zeile einer Rohdatenmatrix RD nach Fig. 7 eingetragen.
Die dargestellte Pulssequenz wird N-mal mit unterschiedlichen
Werten des Phasencodiergradienten Gp wiederholt, so daß man
insgesamt eine Meßmatrix mit N Zeilen erhält. Üblicherweise
wird dabei der Phasencodiergradient von Pulssequenz zu Puls
sequenz in gleichen Schritten vom höchsten positiven zum
höchsten negativen Wert bzw. umgekehrt fortgeschaltet. Die
Rohdatenmatrix RD kann man als Meßdatenraum, bei dem im
Ausführungsbeispiel vorliegenden zweidimensionalen Fall als
Meßdatenebene betrachten. Dieser Meßdatenraum wird in der
Kernspintomographie als "k-Raum" bezeichnet.
Die für die Bilderzeugung notwendigen Informationen über die
räumliche Herkunft der Signalbeiträge ist in den Phasenfak
toren codiert, wobei zwischen dem Ortsraum mit den kartesi
schen Koordinaten x, y, z und dem k-Raum mathematisch der Zu
sammenhang über eine Fourier-Transformation besteht. Es gilt:
Dabei gelten folgende Definitionen:
γ = gyromagnetisches Verhältnis
GR(t′) = Momentanwert des Auslesegradienten (in x-Richtung)
GP(t′) = Momentanwert des Phasencodiergradienten (in γ-Richtung)
p(x, y) = Kernspindichte.
GR(t′) = Momentanwert des Auslesegradienten (in x-Richtung)
GP(t′) = Momentanwert des Phasencodiergradienten (in γ-Richtung)
p(x, y) = Kernspindichte.
Bei der in Fig. 7 dargestellten Rohdatenmatrix RD entspricht
jede Zeile einem einzelnen Kernresonanzsignal. Bei schritt
weiser Fortschreitung des Phasencodiergradienten GP erfolgt
die Abtastung im k-Raum in aufeinanderfolgenden Zeilen. Zu
Beginn jeder Einzelmessung wird jeweils vor dem Kernresonanz
signal S ein Phasencodiergradient GP eingeschaltet, dessen
Gradientenamplitude von Teilsequenz zu Teilsequenz kontinu
ierlich schrittweise ansteigt. Wenn man beispielsweise jedes
Kernresonanzsignal mit 128 Meßpunkten abtastet und 128 Pha
sencodierschritte durchführt, so erhält man eine Rohdaten
matrix mit 128 Zeilen und 128 Spalten, also 128×128 Meßwerten
im k-Raum. Die bei der Pulssequenz nach den Fig. 1 bis 6
erhaltenen analogen Meßsignale werden also auf ein Raster im
k-Raum digitalisiert.
Aus der Rohdatenmatrix bzw. k-Raum-Matrix RD wird dann durch
zweidimensionale Fourier-Transformation eine Bildmatrix ge
wonnen. In einem inhomogenen Grundmagnetfeld treten jedoch -
wie eingangs bereits erwähnt - zwei Arten von Verzeichnungen
auf:
- - Während der Anregephase führen Magnetfeld-Inhomogenitäten zu Verbiegungen der Schichtfläche und zu einer variieren den Schichtdicke.
- - In der Auslesephase führen Magnetfeld-Inhomogenitäten zu Verzeichnungen in Richtung des Auslesegradienten GR. Durch den Auslesegradienten GR sollte ein im Idealfall linearer Zusammenhang zwischen dem Ort x in Frequenzcodierrichtung und der zugeordneten Resonanzfrequenz f der Kernspins er reicht werden, wie dies in Fig. 8 dargestellt ist. Mag netfeld-Inhomogenitäten führen jedoch zu Nicht-Lineari täten in diesem Zusammenhang, wie dies in Fig. 9 darge stellt ist. Dies rührt daher, daß dem linearen Auslesegra dienten GR Gradienten überlagert sind, die die Inhomogeni tät des Grundmagnetfeldes repräsentieren.
Unter der Voraussetzung, daß das Magnetfeld während der Aus
lesephase konstant ist, führen Inhomogeniäten in Phasenco
dierrichtung nicht zu Verzerrungen, da es hierbei im wesent
lichen auf Signalunterschiede zwischen aufeinanderfolgenden
Phasencodierschritten ankommt.
Bei einer sogenannten SPI-Sequenz (Single Point Imaging) wird
auf einen Auslesegradienten verzichtet und es werden Phasen
codiergradienten angewandt. Eine solche, aus der eingangs ge
nannten Literaturstelle Nauerth et al, SMRM Abstracts 1993,
Seite 1215, bekannte Sequenz ist in den Fig. 10 bis 14
ebenfalls zur Erläuterung der Problemstellung dargestellt.
Dabei erfolgt nach einem nicht selektiven Hochfrequenzpuls RF
eine Phasencodierung des Kernresonanzsignales in drei Rich
tungen durch die drei senkrecht aufeinanderstehenden Phasen
codiergradienten GP1, GP2 und GP3. Eine festgelegte Zeitspan
ne t1 nach der Anregung wird das entstehende FID (Free
Induction Decay)-Signal ausgelesen. Während jedoch beim oben
beschriebenen herkömmlichen Verfahren mit jedem Signal stets
eine komplette Zeile in der k-Raum-Matrix gewonnen wird,
erhält man hier nur einen Punkt im k-Raum, der durch die
Gradienten GP1 bis GP3 definiert ist. Zur Gewinnung eines
Datensatzes mit 128×1283x128 k-Raum-Punkten ist daher eine
entsprechende Anzahl von Einzelmessungen notwendig, wobei
nacheinander durch entsprechendes Schalten der Gradienten GP1
bis GP3 alle erforderlichen k-Raum-Punkte erfaßt werden.
Um den Zeitaufwand in vertretbaren Grenzen zu halten, muß
versucht werden, die Repetitionszeit der Einzelmessungen so
kurz wie möglich zu machen. Bei jeder Einzelmessung müssen
jedoch die drei Gradienten GP1 bis GP3 jeweils ein- und aus
geschaltet werden. Da Gradientenspulen eine nicht unerhebli
che Induktivität aufweisen, können die Schaltvorgänge nicht
beliebig schnell erfolgen, es sind vielmehr für das Ein- und
Ausschalten erhebliche Rampenzeiten erforderlich, die einer
Verkürzung der Repetitionszeit entgegenstehen. Man kommt da
mit zu einer Gesamtmeßzeit, die für den praktischen Betrieb
nicht tragbar ist.
Erheblich kürzere Meßzeiten lassen sich erzielen, wenn man
entsprechend einem Ausführungsbeispiel der Erfindung nach den
Fig. 15 bis 18 die Phasencodiergradienten nicht bei jeder
Einzelmessung- ein- und ausschaltet, sondern zumindest für
eine Gruppe von Einzelmessungen eingeschaltet läßt.
In Fig. 15 ist eine Folge von Hochfrequenzpulsen RF darge
stellt, zwischen denen jeweils die mit AQ bezeichneten Daten
akquisitionsphasen liegen. Die Phasencodiergradienten GP2 und
GP3 bleiben entsprechend den Fig. 17 und 18 während der
dargestellten Gruppe von Einzelmessungen konstant, während
sich der Phasencodiergradient GP1 von einem negativen zu
einem positiven Wert linear ändert. Damit erhält man N Kern
resonanzsignale, die in Richtung des Phasencodiergradienten
GP1 alle unterschiedlich phasencodiert sind. Typischerweise
wird man damit eine komplette Zeile der k-Raum-Matrix erfas
sen.
Zur Erfassung der weiteren Zeilen einer k-Raum-Matrix mit
insgesamt M Zeilen wird die dargestellte Messung M mal mit
unterschiedlichen Werten des Phasencodiergradienten GP2 wie
derholt. Entsprechend wird der gesamte Vorgang zur Erfassung
der dritten Dimension P mal mit unterschiedlichen Werten des
Phasencodiergradienten GP3 wiederholt, so daß insgesamt M·P
Messungen nach den Fig. 15 bis 18 erforderlich sind, um
einen dreidimensionalen k-Raum abzudecken.
Der Vorteil der beschriebenen Pulssequenz liegt darin, daß
die Rampen für die Gradientenpulse während der Einzelmessun
gen wegfallen, so daß die Einzelmessungen wesentlich schnel
ler wiederholt werden können.
Die Hochfrequenzpulse werden als "harte", also breitbandige
Pulse ausgeführt, damit die gleichzeitig eingeschalteten
Gradienten nicht in unerwünschter Weise zu einer Schichtse
lektion führen. Während jeder Auslesephase ist zwar der Gra
dient GP1 eingeschaltet, dies führt aber nicht wie bei der
konventionellen Datenakquisition zu Verzerrungen, da bei je
der Messung nur ein einzelner Meßpunkt in festem Abstand zum
Hochfrequenzpuls RF aufgenommen wird und nicht das gesamte
Signal mit der durch einen Auslesegradienten verursachten
Frequenzabhängigkeit ausgelesen wird.
Zur Verdeutlichung ist ein Teil der Sequenz nach den Fig.
15 und 18 in den Fig. 19 und 20 in einem gedehnten Zeit
maßstab dargestellt. Dabei erkennt man, daß jedes Signal Sk
in einem festen Zeitabstand t₁ nach dem zugehörigen Anrege
puls RFk ausgelesen wird. Die Phasencodierung in Richtung des
Phasencodiergradienten GP1 ist durch dessen Zeit integral zwi
schen Anregung und Auslesezeitpunkt, also über die Zeitspanne
t₁ bestimmt. Dieses Zeitintegral ist in Fig. 20 schraffiert
dargestellt. Dabei erkennt man, daß die Phasencodierung in
Richtung des Phasencodiergradienten GP1 von Einzelmessung zu
Einzelmessung zunimmt.
Mit dem beschriebenen Verfahren kommt man zu Meßzeiten in der
Größenordnung konventioneller Methoden. Beispielsweise konnte
eine Meßzeit von 15 Minuten für 64×128×128 Meßpunkte erreicht
werden. Die ohne erkennbare Bildartefakte tolerierte Feldin
homogenität betrug über 300 mm Objektausdehnung bei einem
Zeitintervall von 500 µs zwischen Anregung und Auslesen und
einem Gradientensystem für maximal 10 mT/m·s etwa l% des
Hauptfeldes von 0,3 T. Dabei wurden Hochfrequenz-Anregepulse
mit einer Dauer von 10 µs und ein Anregewinkel von 4° verwen
det. Die Abtastrate für die Kernresonanzsignale betrug
200 kHz. Es wurde eine lineare Auflösung für ein Voxel von
2,53 mm erreicht.
Da bei dem beschriebenen Verfahren aus dem Kernresonanzsignal
nur ein Datenpunkt abgetastet wird, ist das Signal-Rausch-
Verhältnis bezogen auf die gesamte Meßzeit recht ungünstig.
In einer vorteilhaften Ausführungsform wird daher in jeder
Einzelmessung das entstehende Kernresonanzsignal mehrfach,
nämlich in y verschiedenen Zeitabständen ti nach der Anregung
abgetastet, wie dies durch die Pfeile in Fig. 22 dargestellt
ist. Anschließend wird für jeden Abtastzeitpunkt eine voll
ständige gesonderte k-Raum-Matrix erstellt, man erhält also
insgesamt y k-Raum-Matrizen RD1 bis RDY. Die weitere Verar
beitung ist im Blockschaltbild nach Fig. 22 dargestellt.
Jede k-Raum-Matrix RD1 bis RDY wird getrennt einer FFT (Fast
Fourier Transform) -Transformation unterzogen. Damit erhält
man eine entsprechende Anzahl von Bildmatrizen BD1′ bis BDY′.
Allerdings haben diese Bildmatrizen aufgrund der unterschied
lich starken Phasencodierung durch die unterschiedlichen
Zeitabstände zur Anregung einen unterschiedlichen Zoom-Fak
tor, was in Fig. 22 durch die gestrichelten Linien in den
Bildmatrizen BD2′ und BDY′ angedeutet ist.
Aus den zunächst noch komplexen Bildmatrizen BD1′ bis BDY′
werden durch Betragsbildung reale Bildmatrizen BD1′′ bis
BDY′′ gewonnen. Alternativ könnte anstelle der Betragsbildung
auch eine Phasenkorrektur erfolgen, da es bei diesem Schritt
letztlich darum geht, Phasenfehler zu eliminieren.
Die Bildmatrizen BD1′′ bis BDY′′ weisen nach wie vor unter
schiedliche Zoomfaktoren auf, die im nächsten Schritt durch
entsprechende Dehnung korrigiert werden. Zur Gewinnung der
Bildpunkte in einem durch die Bildmatrix festgelegten Raster
werden dabei Interpolationen durchgeführt. Schließlich werden
die Bilddaten aus den y Bilddatenmatrizen BD1′′′ bis BDY′′′
gemittelt, so daß man eine Bilddatenmatrix BD erhält. Das
damit gewonnene Bild weist ein deutlich besseres Signal-
Rausch-Verhältnis auf. Genauer gesagt wird das Signal-Rausch-
Verhältnis um die Quadratwurzel aus der Zahl der gemittelten
Meßpunkte verbessert. Dabei wird die Meßzeit gegenüber dem
SPI-Verfahren mit der Aufnahme nur eines Datenpunktes nicht
verlängert.
Claims (11)
1. Verfahren zur MR-Bildgewinnung mit einer Folge von Ein
zelmessungen, die jeweils bestehen aus:
- a) einer Anregephase, in der Kernspins mit Anregepulsen (RF) angeregt werden,
- b) einer Codierphase, in der die Kernspins durch wenigstens einen Phasencodiergradienten (GP1-GP3) phasencodiert wer den,
- c) einer Auslesephase (AQ), in der ein Kernresonanzsignal (S) ausgelesen wird, das einem durch den vorausgehenden Phasencodiergradienten (GP1-GP3) bestimmten Punkt im k-Raum zugeordnet ist,
wobei jedes in der Auslesephase (AQ) gewonnene Signal (S) in
eine k-Raum-Matrix (RD) eingetragen wird, wobei die Meßse
quenz nach den Schritten a) bis c) n mal mit unterschiedli
cher Phasencodierung zur vollständigen Abtastung des k-Raumes
durchgeführt wird, dadurch gekenn
zeichnet, daß ein erster Phasencodiergradient
(GP1) während einer Gruppe von zeitlich zusammenhängenden
Einzelmessungen eingeschaltet bleibt und sich seine Größe von
Meßsequenz zu Meßsequenz ändert.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch ge
kennzeichnet, daß die Anregepulse (RF) breit
bandig sind.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch ge
kennzeichnet, daß das Kernresonanzsignal (S)
ein FID-Signal ist.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, da
durch gekennzeichnet, daß der erste
Phasencodiergradient (GP1) innerhalb der Gruppe von Einzel
messungen eine lineare Steigung aufweist.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, da
durch gekennzeichnet, daß während
jeder Gruppe von Einzelmessungen ein zweiter Phasencodier
gradient (GP2) konstanter Größe eingeschaltet ist, der senk
recht auf dem ersten Phasencodiergradienten (GP1) steht und
daß die Größe des zweiten Phasencodiergradienten (GP2) zwi
schen den Gruppen von Einzelmessungen so fortgeschaltet wird,
daß eine vollständige Abtastung eines zweidimensionalen
k-Raums erfolgt.
6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch ge
kennzeichnet, daß während jeder Gruppe von
Einzelmessungen ein dritter Phasencodiergradient (GP3) kon
stanter Größe eingeschaltet ist, der senkrecht auf dem ersten
und zweiten Phasencodiergradienten (GP1, GP2) steht und daß
der erste und der zweite Phasencodiergradient (GP1, GP2) zwi
schen den Gruppen von Einzelmessungen so fortgeschaltet wird,
daß eine vollständige Abtastung eines dreidimensionalen
k-Raums erfolgt.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, da
durch gekennzeichnet, daß während
jeder Gruppe von Einzelmessungen eine vollständige Zeile der
k-Raum-Matrix gewonnen wird.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, da
durch gekennzeichnet, daß in jeder
Auslesephase Kernresonanzsignale in y festen Zeitabständen
(ti) zur Anregung ausgelesen werden, und daß jeweils die
einem bestimmten Zeitabstand (ti) zugeordneten Kernresonanz
signale in eine k-Raum-Matrix (RDi) eingetragen werden, so
daß man y k-Raum-Matrizen erhält.
9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch ge
kennzeichnet, daß für jede k-Raum-Matrix (RDi)
eine Fourier-Rekonstruktion durchgeführt wird und daß die
nach der Rekonstruktion erhaltenen Datensätze (BDi) zur
Erstellung eines Bilddatensatzes (BD) gemittelt werden.
10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch ge
kennzeichnet, daß bei der Mittelung eine
Interpolation der nach der Rekonstruktion erhaltenen Daten
sätze zur Korrektur unterschiedlicher Zoom-Faktoren durchge
führt wird.
Priority Applications (4)
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