DE4423806C2

DE4423806C2 - Verfahren zur MR-Bildgewinnung mit einer Folge von Einzelmessungen

Info

Publication number: DE4423806C2
Application number: DE4423806A
Authority: DE
Inventors: Oliver Heid
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1994-07-06
Filing date: 1994-07-06
Publication date: 2000-08-24
Anticipated expiration: 2014-07-07
Also published as: JPH0838459A; US5777472A; ITMI951369A1; ITMI951369A0; DE4423806C1; IT1277187B1; JP3624021B2

Description

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 128 × 128 Bild punkten zu erzeugen, benötigt man damit 128 × 128 Einzelmes sungen, jeweils mit Hochfrequenzanregung und Phasencodierung. Wenn man wegen der obengenannten Problematik der selektiven Anregung auf diese verzichtet und stattdessen 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 aus geschaltet werden, kommt man insbesondere aufgrund der not wendigen Rampenzeiten für die Gradientenpulse zu einer langen Meßzeit und zu einer extremen Ineffizienz der Messung. Durch das erforderliche schnelle Schalten der Gradienten führt die Sequenz im Betrieb zu einer extremen Lärmentwicklung. In der älteren, jedoch nicht vorveröffentlichten deutschen Patent schrift 43 34 038 wurde daher vorgeschlagen, die Lärment wicklung dadurch zu verringern, daß die Gradienten zwischen zwei Einzelmessungen nicht abgeschaltet, sondern nur um einen Inkrementwert geändert werden.

Aufgabe der Erfindung gegenüber dem vorveröffentlichten Stand der Technik ist es, ein Verfahren zur MR-Bildgewinnung anzu geben, bei dem der Zeitaufwand für die Bildgewinnung geringer wird.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die kennzeichnenden Merkmale des Anspruchs 1 gelöst. Da hierbei auf das Ein- und Ausschalten des Phasencodiergradienten bei jeder Einzelmes sung verzichtet wird, entfallen die ansonsten notwendigen Rampenzeiten für das Ein- und Ausschalten des Phasencodier gradienten und die Bildgewinnung kann wesentlich schneller durchgeführt werden. Durch den Phasencodiergradienten mit linearer Änderung werden die aufeinanderfolgenden Kernresonanzsignale mit unterschiedlichen K-Raum-Positionen codiert.

Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unter ansprüchen angegeben.

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 werden.
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 Meßsequenz nach den Schritten a) bis c) n mal mit unterschiedlicher Phasencodierung zur vollständi gen 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 gebräuchlichen MR-Bildgebungssequenzen bekannt lich 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 Kernreso nanzsignal vor dem Auslesen in mindestens einer Richtung phasencodiert und während des Auslesens in einer weiteren Richtung durch einen Auslesegradienten frequenzcodiert. Inhomogenitäten des Grundmagnetfeldes in Phasencodierrichtung sind relativ unkritisch, da es nur auf Signalunterschiede zwischen den einzelnen Phasenco dierschritten ankommt. In Richtung des Auslesegradienten führt die Überlagerung des Auslesegradienten mit Grundfeldinhomogenitäten aber zu Verzerrungen. Bei herkömmlichen Verfahren mit Schichtselektion während der Hochfrequenz-Anregungsphase entstehen weitere Verzerrungen, da die Feldinhomogenitäten als ortsab hängiger zusätzlicher Schichtselektionsgradient wirken. Dies führt zu Verbiegungen der Schichtfläche und zu einer variierenden Schichtdicke.

Typischerweise sind daher bei Magneten für Kernspintomographiegeräte innerhalb des Meßvolumens nur Linearitätsabweichungen 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 Homogenität überhaupt erreichbar ist.

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 Problemstellung eine k-Raum-Matrix,

Fig. 8 und 9 bin Diagramm zur Erläuterung der Wirkung von Magnetfeldinhomogenitäten

Fig. 10 bis 14 weiterhin zur Erläuterung der Problemstellung 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 mehrerer Bilddatensätze.

Die herkömmliche Spin-Warp-Sequenz nach den Fig. 1 bis 6 soll lediglich zur Erläuterung der Problemstel lung dienen. Bei dem dargestellten Beispiel wird zunächst unter Einwirkung eines Schichtselektionsgradienten G_S ein frequenzselektiver Hochfrequenzpuls RF eingestrahlt. Damit werden Kernspins nur in einer Schicht des Untersuchungsgeräts angeregt. Anschließend wird die durch den positiven Teilpuls des Schichtselektionsgra dienten G_S verursachte Dephasierung durch einen negativen Teilpuls G_S wieder rückgängig gemacht. Ferner wird ein Phasencodiergradient G_P eingestrahlt. Schließlich wird im Ausführungsbeispiel noch ein negativer Auslesegradient G_R- eingeschaltet.

Während der nachfolgenden Auslesephase wird lediglich ein positiver Auslesegradient G_R+ eingeschaltet.

Das entstehende Echosignal S wird - wie auf der Achse AQ durch Pfeile angedeutet - 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 G_P wiederholt, so daß man insgesamt eine Meßmatrix mit N Zeilen erhält. Üblicherweise wird dabei der Phasenco diergradient von Pulssequenz zu Pulssequenz 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 Meßdaten raum wird in der Kernspintomographie als "k-Raum" bezeichnet.

Die für die Bilderzeugung notwendigen Informationen über die räumliche Herkunft der Signalbeiträge ist in den Phasenfaktoren codiert, wobei zwischen dem Ortsraum mit den kartesischen Koordinaten x, y, z und dem k-Raum mathematisch der Zusammenhang über eine Fourier-Transformation besteht. Es gilt:

Dabei gelten folgende Definitionen:
γ = gyromagnetisches Verhältnis
G_R(t') = Momentanwert des Auslesegradienten (in x-Richtung)
G_P(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 schrittweiser Fortschreitung des Phasencodiergradienten G_P erfolgt die Abtastung im k-Raum in aufeinan derfolgenden Zeilen. Zu Beginn jeder Einzelmessung wird jeweils vor dem Kernresonanzsignal S ein Phasenco diergradient G_P eingeschaltet, dessen Gradientenamplitude von Teilsequenz zu Teilsequenz kontinuierlich schrittweise ansteigt. Wenn man beispielsweise jedes Kernresonanzsignal mit 128 Meßpunkten abtastet und 128 Phasencodierschritte durchführt, so erhält man eine Rohdatenmatrix 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-Transforma tion eine Bildmatrix gewonnen. 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 variierenden Schichtdicke.
- In der Auslesephase führen Magnetfeld-Inhomogenitäten zu Verzeichnungen in Richtung des Auslese gradienten G_R. Durch den Auslesegradienten G_R sollte ein im Idealfall linearer Zusammenhang zwischen dem Ort x in Frequenzcodierrichtung und der zugeordneten Resonanzfrequenz f der Kernspins erreicht werden, wie dies in Fig. 8 dargestellt ist. Magnetfeld-Inhomogenitäten führen jedoch zu Nicht-Linearitäten in diesem Zusammenhang, wie dies in Fig. 9 dargestellt ist. Dies rührt daher, daß dem linearen Auslesegra dienten G_R Gradienten überlagert sind, die die Inhomogenität des Grundmagnetfeldes repräsentieren.

Unter der Voraussetzung, daß das Magnetfeld während der Auslesephase konstant ist, führen Inhomogeniä ten in Phasencodierrichtung nicht zu Verzerrungen, da es hierbei im wesentlichen auf Signalunterschiede zwischen aufeinanderfolgenden Phasencodierschritten ankommt.

Bei einer sogenannten SPI-Sequenz (Single Point Imaging) wird auf einen Auslesegradienten verzichtet und es werden Phasencodiergradienten angewandt. Eine solche, aus der eingangs genannten 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 Phasencodie rung des Kernresonanzsignales in drei Richtungen durch die drei senkrecht aufeinanderstehenden Phasenco diergradienten GP1, GP2 und GP3. Eine festgelegte Zeitspanne t1 nach der Anregung wird das entstehende FID (Free Induction Decay)-Signal ausgelesen. Während jedoch beim oben beschriebenen herkömmlichen Verfah ren 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 × 1283 × 128 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 ausgeschaltet werden. Da Gradientenspulen eine nicht unerhebliche Induktivität aufweisen, können die Schaltvorgänge nicht beliebig schnell erfolgen, es sind vielmehr für das Ein- und Ausschal ten erhebliche Rampenzeiten erforderlich, die einer Verkürzung der Repetitionszeit entgegenstehen. Man kommt damit 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 ausschal tet, sondern zumindest für eine Gruppe von Einzelmessungen eingeschaltet läßt.

In Fig. 15 ist eine Folge von Hochfrequenzpulsen RF dargestellt, zwischen denen jeweils die mit AQ bezeich neten Datenakquisitionsphasen liegen. Die Phasencodiergradienten GP2 und GP3 bleiben entsprechend den Fig. 17 und 18 während der dargestellten Gruppe von Einzelmessungen konstant, während sich der Phasenco diergradient GP1 von einem negativen zu einem positiven Wert linear ändert. Damit erhält man N Kernreso nanzsignale, die in Richtung des Phasencodiergradienten GP1 alle unterschiedlich phasencodiert sind. Typi scherweise wird man damit eine komplette Zeile der k-Raum-Matrix erfassen.

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 wiederholt. Entsprechend wird der gesamte Vorgang zur Erfassung der dritten Dimension P mal mit unterschiedlichen Werten des Phasenco diergradienten 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 Einzelmessungen wegfallen, so daß die Einzelmessungen wesentlich schneller wiederholt werden können.

Die Hochfrequenzpulse werden als "harte", also breitbandige Pulse ausgeführt, damit die gleichzeitig einge schalteten Gradienten nicht in unerwünschter Weise zu einer Schichtselektion führen. Während jeder Auslese phase ist zwar der Gradient GP1 eingeschaltet, dies führt aber nicht wie bei der konventionellen Datenakquisi tion zu Verzerrungen, da bei jeder Messung nur ein einzelner Meßpunkt in festem Abstand zum Hochfrequenz puls 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 Zeitmaßstab dargestellt. Dabei erkennt man, daß jedes Signal S_k in einem festen Zeitabstand t₁ nach dem zugehörigen Anregepuls RF_k ausgelesen wird. Die Phasencodierung in Richtung des Phasencodiergradienten GP1 ist durch dessen Zeit integral zwischen 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 G_P1 von Einzelmessung zu Einzelmessung zunimmt.

Mit dem beschriebenen Verfahren kommt man zu Meßzeiten in der Größenordnung konventioneller Metho den. Beispielsweise konnte eine Meßzeit von 15 Minuten für 64 × 128 × 128 Meßpunkte erreicht werden. Die ohne erkennbare Bildartefakte tolerierte Feldinhomogenität 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 1% des Hauptfeldes von 0,3 T. Dabei wurden Hochfrequenz-Anregepulse mit einer Dauer von 10 µs und ein Anregewinkel von 4° verwendet. 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 Ausführungs form wird daher in jeder Einzelmessung das entstehende Kernresonanzsignal mehrfach, nämlich in y verschiede nen Zeitabständen t_i nach der Anregung abgetastet wie dies durch die Pfeile in Fig. 22 dargestellt ist. Anschlie ßend wird für jeden Abtastzeitpunkt eine vollständige gesonderte k-Raum-Matrix erstellt, man erhält also insgesamt y k-Raum-Matrizen RD1 bis RDY. Die weitere Verarbeitung ist im Blockschaltbild nach Fig. 22 dargestellt. Jede k-Raum-Matrix RD1 bis RDY wird getrennt einer FFT (Fast Fourier Transform)-Transforma tion unterzogen. Damit erhält man eine entsprechende Anzahl von Bildmatrizen BD1' bis BDY'. Allerdings haben diese Bildmatrizen aufgrund der unterschiedlich starken Phasencodierung durch die unterschiedlichen Zeitabstände zur Anregung einen unterschiedlichen Zoom-Faktor, 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 Bildmatri zen 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 unterschiedliche 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

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 gekennzeich net, daß ein erster Phasencodiergradient (GP1) während einer Gruppe von zeitlich zusammenhängenden Einzelmessungen eingeschaltet bleibt und sich zeitlich linear ändert.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch ge kennzeichnet, daß die Anregepulse (RF) breitbandig sind.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß das Kernresonanzsignal (S) ein FID-Signal ist.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, 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.

5. Verfahren nach Anspruch 4, 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.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, da durch gekennzeichnet, daß während jeder Gruppe von Einzelmessungen eine vollständige Zeile der k-Raum-Matrix gewonnen wird.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, 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.

8. Verfahren nach Anspruch 7, 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.

9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch ge kennzeichnet, daß bei der Mittelung eine Interpolation der nach der Rekonstruktion erhaltenen Daten sätze zur Korrektur unterschiedlicher Zoom-Faktoren durchge führt wird.