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Die
vorliegende Erfindung betrifft generell das Gebiet der Magnetresonanz-Bildgebungssysteme,
die in der medizinischen Diagnostik und anderen Anwendungen verwendet
werden. Insbesondere betrifft die Erfindung ein Verfahren zum Kalibrieren
von Zeitverzögerungen
zwischen den Hochfrequenzimpulsen und anderen Impulsen, die in Sequenzen während der
Ausführungsprozeduren
der Bilderzeugung in MR-Bildgebungssystemen erzeugt werden.
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Magnetresonanz-Bildgebungssysteme
sind auf dem Gebiet der medizinischen Diagnostik allgegenwärtig geworden.
Innerhalb der letzten Jahrzehnte ist die Physik, die in der Magnetresonanz-Bildgebung eine Rolle
spielt, gut verstanden worden und eine steigende Zahl anspruchsvoller
und ausgeklügelter
Systeme sind entwickelt worden, um verwertbare Bilder mit hoher
Qualität
für medizinische
Zwecke zu erzeugen. Die anwachsenden Arbeiten auf dem Gebiet konzentriert
sich auf weitere Verbesserungen der Bildqualität und darauf, dass die Bilder schnell
mit geringen Einbußen
im Komfort für
den Patienten aufgenommen werden und immer besser für die Radiologen
und Ärzte
bei der Identifizierung von Eigenschaften bzw. Besonderheiten in
der Anatomie des Patienten anwendbar sind.
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Allgemein
erzeugen die MR-Bildgebungssysteme Bilder, indem die Strahlung von
gyromagnetischen Materialien in einem Objekt gemessen ist, wobei
diese als Antwort auf Hochfrequenzimpulse in der Gegenwart eines
Hauptmagnetfeldes erzeugt wird. Das Hauptmagnetfeld ist typischerweise
entlang des Körpers
des Patienten ausgerichtet und beeinflusst das Präzessi on
der einzelnen Moleküle
im Gewebe des Patienten. Die Ausrichtung dieser Moleküle nach
dem magnetischen Feld und ihre Präzession mit einer charakteristischen,
von der Feldstärke abhängigen Frequenz
sind die Basis für
die Physik der Bildgebung. Durch zusätzliche Gradientenspulen des
MR-Bildgebungssystems
wird eine Reihe von Gradientenfeldern erzeugt. Diese Spulen erzeugen Felder,
die in der Stärke
auf vorhersagbare und gesteuerte Art und Weise variieren, um die
Gradientenfelder zu erzeugen. Die Gradientenfelder werden verwendet,
um eine interessierende Schicht, die bildgebend dargestellt werden
soll, auszuwählen
und die Antwort des gyromagnetischen Materials als Funktion der
Frequenz und der Phase zu kodieren. Die Aufarbeitung und Auswertung
der gemessenen Emissionen der gyromagnetischen Moleküle als Antwort
auf die Hochfrequenzimpulse macht es auf Grund des Einflusses auf
die gyromagnetischen Moleküle,
die durch den Gradienten kodiert sind, möglich, die Emissionen zur geeigneten
Lokalisierung der spezifischen Antworten auf die Hochfrequenzimpulse
an speziellen Orten in der Schicht zu analysieren. Durch Rekonstruktionstechniken,
kann dann ein verwertbares Bild erzeugt werden, das ein Array von
benachbarten Bildelementen oder Pixeln aufweist, die zu Volumenelementen
oder Voxeln innerhalb der Schicht gehören. Das rekonstruierte Bild
kann je nach der gewünschten
endgültigen
Nutzung und Verwendung in digitaler Form abgespeichert, übertragen,
gedruckt, auf einen photographischen Film übertragen werden und so weiter.
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Trotz
der Fortschritte in MR-Bildgebungssystemen, bleiben die Schwierigkeiten
bestehen, die gewünschte
Bildqualität
zu erhalten. Beispielsweise ist es oftmals schwierig, die Koordination
der Anfangs- und Endzeiten der Impulse, die während den Untersuchungssequenzen
erzeugt werden, genau zu steuern. Diese Impulse enthalten sowohl
Hochfrequenzimpulse wie Impul se, die verwendet werden, um die gewünschten
Magnetfeldgradienten zu definieren. Während ideale Impulsprofile
und das Timing zwischen den Impulsen genau gesteuert werden kann, treten
in der tatsächlichen
Implementierung oft Variationen sowohl in dem Impulsprofil als auch
in dem Impulstiming auf.
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Derartige
Variationen können
verschiedene Ursachen haben. Beispielsweise kann die Koordination
des Timings durch die Antwort des elektronischen Schaltkreises beeinflusst
werden, der verwendet wird die Hochfrequenz und die Gradientenspulen anzusteuern.
Der Schaltkreis enthält
typischerweise Analog/Digital- und Digital/Analog-Wandler, digitale und
analoge Bandbegrenzungsfilter, Verstärker und so weiter. Eine andere
wichtige Quelle der Impulsabweichungen sind verbleibende oder unkompensierte Wirbelströme, die
durch Strukturen erzeugt werden können, die eine oder mehrere
Spulen des MR-Bildgebungssystems umgeben. Derartige Wirbelströme resultieren
aus Änderungen
in den magnetischen Feldern, die in den Spulen erzeugt werden, und
werden ausgeprägter,
wenn Felder mit großer
Amplitude und schnell veränderlicher
Felder erzeugt werden. Nicht nur dass derartige Wirbelströme schwer
zu modellieren sind, diese können
auch zwischen physikalischen Achsen eines bestimmten MR-Bildgebungssystems
variieren, ebenso wie zwischen Achsen von verschiedenartigen Systemen,
auch bei demselben Modelltyp.
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Die
US 5,587,657 beschreibt
ein Verfahren zu Justierung von Impulssequenzen, bei dem nur die Stärke des
Gradientenfeldes angepasst wird, um den Betrag der Phasenkodierung
zu korrigieren.
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Versuche
wurden unternommen, relative Verzögerungen oder Verschiebungen
im Timing ebenso wie Änderungen
in der Kurvenform zu kompensieren, die aus derartigen Verzögerungen
herrühren.
Beispielsweise können
Kompensationen für
Verzögerungen
mittels der Software implementiert werden, die verwendet wird, um
die Impulssequenzen der MR-Bildgebungsuntersuchung zu definieren. Derartige
Lösungen
sind jedoch nicht gut in Situationen geeignet, wo die Verzögerungen
innerhalb und zwischen den einzelnen Systemen variieren. ES wird gewöhnlich eher
eine einzige Verzögerung
für alle Systeme
gemeinsam verwendet, was eine vereinfachte Näherung der Effekte liefert,
aber bei der Anwendung unter Systemvariationen versagt. Im Ergebnis
können
Bildqualitätsprobleme
auftreten, wenn sich tatsächliche
Variationen oder Verzögerungen von
System zu System oder innerhalb eines Systems unterscheiden. Beispielsweise
können
bei bestimmten HF-Anregungsimpulsen Fehler im relativen Timing zwischen
Hochfrequenzimpulsen und Gradientenkurvenformen Intensitätsschwankungen
für wichtige
gyromagnetische Materialien bedingen, wie beispielsweise für Wasser
in außermittigen
Schichten. Auch andere unerwünschte
Bildartefakte können
von den Fehlern im Impulsprofil und -Timing resultieren.
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Es
gibt deshalb einen Bedarf für
eine Technik zur Identifizierung und Kalibrierung von Zeitverzögerungen
zwischen HF- und
Gradientenfeld-Impulsen in MR-Bildgebungssystemen. Insbesondere
gibt es einen Bedarf an einer Technik, die es erlaubt, derartige
Zeitverzögerungen
auf eine direkte und unkomplizierte Art und Weise auf einer einzelnen
Achse oder mehreren Achsen eines einzelnen Systems zu identifizieren
und kalibrieren, um eine Anpassung von Impulssequenzen für einzelne
Systeme und einzelne Achsen zu erlauben.
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Die
vorliegende Erfindung schafft ein Kalibrierungsverfahren, das dazu
ausgelegt ist, um diese Anforderungen zu erfüllen. Das Verfahren macht Gebrauch
von einer Serie von Bildern, die mittels Messstandards, wie einem
wassergefüllten
Phantom, gewonnen werden. Das Phantom kann bezüglich einer einzelnen Achse
symmetrisch sein oder es kann verwendet werden, um Kalibrierungsbilder
von mehreren Achsen in dem System zu erzeugen. Eine Kalibrierungsimpulssequenz
wird eingesetzt, wobei diese verwendet wird, um die Kalibrierungsbilder
des Phantoms an einem Isozentrum des Gradientenfeldsystems oder
mindestens an einer Versatzposition zu erzeugen. Die Impulssequenz,
die während
der Kalibrierung eingesetzt wird, kann eine Spektral-Orts-(SPSP)Sequenz
sein, die sowohl den speziellen Orts- als auch den Frequenzversatz
bereitstellt. Die Testbilder werden analysiert, um zu ermitteln,
ob die kalibrierte Verzögerung
innerhalb eines akzeptablen Bereichs liegt. Ein sich ständig wiederholender
Prozess wird zur Anpassung des Timings eingesetzt, um zwischen den
Testbildern das gewünschte Niveau
an Gleichheit zu erreichen. Durch diesen Prozess wird die optimale
Verzögerung
identifiziert. Verschiedene optimale Verzögerungen können mittels ähnlicher
Sequenzen identifiziert werden, wie beispielsweise für jede physikalische
Achse eines MR-Bildgebungssystems.
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Ausführungsformen
der Erfindung werden nachfolgend durch Beispiele in Bezug auf die
nachfolgende Zeichnung beschrieben, in der:
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1 eine
schematische Darstellung eines MR-Bildgebungssystems zeigt, das
für die
Kalibrierung der Verzögerungen
zwischen HF- und Gradientenimpulsen gemäß Aspekten der vorliegenden
Erfindung angepasst ist;
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2 ein
Diagramm einer typischen Impulssequenz zeigt, die in einer Untersuchung
im System aus 1 verwendet wird;
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3 eine
graphische Darstellung zeigt, die typische Ursachen für Verzögerungen
und Profiländerungen
in den Impulssequenzen insbesondere zwischen HF- und Gradientenimpulsen
in einer MR-Bildgebungssystem veranschaulicht;
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4 eine
physikalische Ansicht eines beispielhaften Phantoms zur Erzeugung
von Kalibrierungsbildern zum Setzen von Timing-Verzögerungen gemäß Aspekten
der vorliegenden Erfindung zeigt;
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5 ein
Diagramm zeigt, das eine Serie von Test oder Kalibrierungsbildern
darstellt, die mit dem Phantom erzeugt werden;
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6 eine
graphische Darstellung von Signalintensitäten aufgetragen über den
HF-Verzögerungen
zeigt, die durch eine Kalibrierungssequenz gewonnen werden;
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7 ein
Diagramm eines alternativen Phantoms zur Verwendung bei der Kalibrierung
von mehreren Achsen eines MR-Bildgebungssystems zeigt;
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8 ein
Blockablaufdiagramm einer beispielhaften Steuerlogik zum Anwenden
einer Kalibrierungssequenz zeigt, die verwendet wird, um die optimalen
HF und Gradientenzeitverzögerungen
zu identifizieren, und
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9 eine
graphische Darstellung einer SPS-Impulssequenz zur Verwendung in
der Kalibrierungslogik von 8 zeigt.
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Der
Zeichnung zugewandt und zuerst bezugnehmend auf 1 wird
ein Magnetresonanz-Bildgebungs-(MR-Bildgebungs-)System 10 als
Diagramm dargestellt, das einen Scanner 12, eine Scan ner-Steuerschaltung 14 und
eine Systemsteuerungsschaltung 16 enthält. Zusätzlich kann das System 10 Fernzugriffe
und Speichersysteme oder Einrichtungen enthalten, die allgemein
mit der Bezugsziffer 18 bezeichnet sind, wobei diese Bildarchivierung
und Kommunikationssysteme (PACS), Teleradiologieausrüstung und
so weiter enthalten können.
Während das
MR-Bildgebungssystem 10 jeden geeigneten MR-Bildgebungsscanner
oder Detektor enthalten kann, enthält die dargestellte Ausführungsform
einen Ganzkörperscanner,
der ein Gehäuse 20,
aufweist in dem eine Patientenöffnung 22 ausgebildet
ist. Ein Tisch 24 ist in die Öffnung 22 einfahrbar,
um zu ermöglichen,
dass ein Patient 26 auf diesem zur Bildgebung einer ausgewählten Anatomie
innerhalb des Patienten positioniert wird.
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Der
Scanner 12 enthält
eine Reihe von zugeordneten Spulen zur Erzeugung von gesteuerten Gradientenmagnetfeldern
und zum Detektieren von Emissionen eines gyromagnetischen Materials
innerhalb des Patienten als Antwort auf Hochfrequenzimpulse. In
der Diagrammansicht von 1 wird eine Hauptmagnetspule 28 zur
Erzeugung eines Hauptmagnetfeldes bereitgestellt, das im Allgemeinen nach
der Patientenöffnung 22 ausgerichtet
ist. Eine Reihe von Gradientenspulen 30, 32 und 34 ermöglichen
die Erzeugung von Gradientenmagnetfelder während der Untersuchungssequenzen,
wie nachfolgend vollständiger
beschrieben wird. Eine Hochfrequenzspule 36 ist in der
Lage Hochfrequenzimpulse für
die Anregung des gyromagnetischen Materials zu erzeugen. Während eine
separate Empfangsspule vorgesehen sein kann, dient in der dargestellten
Ausführungsform
die HF-Spule 36 ebenfalls dazu, während der Untersuchungssequenzen
die Emissionen von dem gyromagnetischen Material zu empfangen.
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Die
verschiedenen Spulen des Scanners 12 werden durch eine
externe Schaltung gesteuert, um die gewünschten Felder und Impulse
zu erzeugen und die Emissionen von dem gyromagnetischen Material
in kontrollierter Art und Weise aufzunehmen. In der Diagrammdarstellung
von 1 ist ein Netzteil 38 zur Stromversorgung
der Hauptfeldspulen 28 vorgesehen. Die Ansteuerschaltung 40 wird
zum Pulsen der Gradientenfeldspulen 30, 32 und 34 bereitgestellt und
beinhaltet typischerweise einen Verstärker und eine Steuerschaltung
zur Stromversorgung der Spulen entsprechend des digitalen Ausgangs
der Pulssequenzen der Scannersteuerschaltung 14. Eine andere
Steuerschaltung 42 ist für die Regelung der HF-Spule 36 im
Betrieb vorgesehen. Die Schaltung 42 beinhaltet typischerweise
eine Schaltereinrichtung zum Wechseln zwischen aktivem und passivem Betriebsmodus,
wobei die HF-Spule Signale sendet beziehungsweise empfängt. Die
Schaltung 42 beinhaltet ebenfalls eine Verstärkungsschaltung
zur Erzeugung von HF-Impulsen und zum Weiterverarbeiten der empfangenen
Emissionssignale.
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Die
Scannersteuerschaltung 14 beinhaltet eine Schnittstellenkomponente 44,
die Signale zum Ansteuern der Gradientenfeldspulen und der HF-Spule
ausgibt und Daten empfängt,
die typisch für
die Emissionen in den Untersuchungssequenzen sind. Die Schnittstellenkomponente
ist mit der Steuerschaltung verbunden, wie dies allgemein mit der Bezugsziffer 46 dargestellt
ist. Die Steuerschaltung 46 gibt Befehle zur Ausführung von
speziellen Impulssequenzen aus, die durch ein von der Systemsteuerschaltung 16 vorbestimmtes
Protokoll ausgewählt
werden. Die Steuerschaltung 46 dient ebenfalls zum Empfangen
der Emissionssignale und kann die nachfolgende Weiterverarbeitung
der empfangenen Signale durchführen
vor der Übertragung
dieser Daten an die Systemsteuerschaltung. Die Scannersteuerschaltung 14 beinhaltet
ferner eine oder mehrere Speicherschaltungen 48, die während der
Untersuchung die Konfigurationsparameter, die Implussequenzbeschreibungen,
die Untersuchungsergebnisse und so weiter speichern. Eine Schnittstellen-Schaltung 50 ist
mit der Steuerschaltung 46 verbunden, um Daten zwischen
der Scannersteuerschaltung 14 und der Systemsteuerschaltung 16 auszutauschen.
Derartige Daten werden typischerweise eine Auswahl von speziell
durchzuführenden
Untersuchungssequenzen, Konfigurationsparameter für diese
Sequenzen und akquirierten Daten beinhalten, die als Rohdaten oder
in weiterverarbeiteter Form von dem Scannersteuerschaltung 14 zur
nachfolgenden Weiterverarbeitung, Speicherung, Übertragung und Darstellung übertragen
werden.
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Die
Systemsteuerschaltung 16 weist eine Schnittstellenkomponente 52 auf,
die Daten von der Scannersteuerschaltung 14 empfängt und
Daten oder Befehle zu der Scannersteuerschaltung zurück sendet.
Die Schnittstellenkomponente ist mit einer Steuerschaltung 54 verbunden,
die eine CPU (central processing unit) in einem Vielzweck- oder
anwendungsspezifischen Rechner oder einer Workstation beinhaltet.
Die Steuerschaltung ist mit einer Speicherschaltung 56 verbunden,
um den Programmcode für
den Betrieb des MR-Bildgebungssystems, sowie die aufgearbeiteten
Bilddaten zur späteren
Rekonstruktion, Darstellung und Übertragung
zu speichern. Zusätzliche
Schnittstellenschaltungen können zum
Austausch von Bilddaten, Konfigurationsparametern und so weiter,
mit externen Systemkomponenten, wie eine Fernzugriff oder Speichereinrichtungen 18,
vorgesehen sein. Schließlich
kann die Systemsteuerschaltung 16 verschiedene periphere
Einrichtungen zur Vereinfachung der Benutzerschnittstelle und zur
Erzeugung von Ausdrucken der rekonstruierten Bilder beinhalten.
In der dargestellten Ausführungsform
beinhalten diese peripheren Geräte
einen Bildschirm 58, eine Tastatur 60, eine Maus 62 und
einen Drucker 64. Andere periphere Geräte einschließlich einer
pho tographischen Filmentwicklungsausrüstung und so weiter können selbstverständlich ebenfalls
enthalten sein.
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Der
Scanner 12 und die ihm zugeordnete Steuerschaltung erzeugen
Magnetfelder und Hochfrequenzimpulse in einer gesteuerten Art und
Weise, um spezielles gyromagnetisches Material in dem Objekt Patient
anzuregen und die Emissionen zu messen, die aus derartigen Materialien
resultieren. 2 stellt eine beispielhafte
Impulssequenz dar, die durch das System 10 ausgeführt werden
kann. Die Impulssequenz von 2 ist eine
Basisspinechoimpulssequenz, die als Impulse dargestellt werden kann,
die auf einer Reihe von logischen Achsen entlang der Signalachse
erzeugt werden können.
In der dargestellten Ausführungsform
ist die Impulssequenz, die allgemein mit der Bezugsziffer 66 bezeichnet
ist, mit einer Hochfrequenzachse 68, einer Signalachse 70,
einer Schichtauswahlachse 72, einer Ausleseachse 74 und
einer Phasenkodierachse 76 dargestellt. Es sollte jedoch
selbstverständlich
sein, dass die Technik, die hierbei beschrieben wird, nicht auf
irgendeinen besonderen Typus von Impulssequenz beschränkt ist,
sondern in einer großen
Vielzahl von Anwendungen in MR-Bildgebungssystemen angewendet werden
kann.
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In
der beispielhaften Impulssequenz von 2 wird als
erstes ein 90° HF-Impuls 78 auf
der HF-Achse 68 erzeugt. Zur selben Zeit, wird ein positiv verlaufender
Gradientenimpuls 80 auf der Schichtauswahlachse 72 erzeugt.
Aus dem HF-Anregungsimpuls resultiert ein Signal, wie mit der Bezugsziffer 82 bezeichnet,
wobei das Signal über
die Zeit abfällt. Positiv
verlaufenden Schichtauswahlimpulsen 80 folgen negativ verlaufende
Gradientenimpulse 84 auf derselben Achse. Nachfolgend den
Anfangsimpulsen der Sequenz, werden Gradientenimpulse auf der Phasenkodierungs-
und Ausleseachse erzeugt, wie dies allgemein mit den Bezugsziffern 86 und 88 bezeichnet
ist. Ein 180°-HF-Impuls 90 wird
dann zusammen mit einem Gradientenimpuls 92 auf der Schichtauswahlachse
erzeugt. Der Hochfrequenzanregungsimpuls erzeugt ein Echo 96 auf
der Signalachse 70, das während der Anwendung eines Gradientenimpulses 94 auf
der Ausleseachse gemessen wird. Die akquirierten Signale werden
nachfolgend weiterverarbeitet, wie beispielsweise durch zweidimensionale
Fouriertransformation, um die Signalintensitäten zu identifizieren, die
von speziellen phasenkodierten und frequenzkodierten Orten in der ausgewählten Schicht
abgestrahlt werden. Wie sich der Fachmann bewusst ist, können die
logischen Pulse der Untersuchungssequenz an einer oder mehreren
physikalischen Achsen des MR-Bildgebungssystems erzeugt werden,
um verschiedene Bilder abhängig
von der darzustellenden Anatomie und der gewünschten Schichtorientierung
zu erzeugen.
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3 stellt
einen Bereich einer beispielhaften Impulssequenz dar, wie sie von
solchen Faktoren wie Hochfrequenzverstärkungsverzögerung und Rest-(unkompensierte)Wirbelströme verursacht
werden. Der vorliegende Impulssequenzbereich, gezeigt durch die
Bezugsziffer 98 in 3, kann
durch ein Analog/Digital-Wandler-Fenster auf der Achse 100 verdeutlicht
werden, die die Anschaltzeit des Wandlers abbildet, der verwendet
wird um die Gradientenimpulse zu erzeugen. In 3 öffnet das
Analog/Digital-Wandler-Fenster zu einem Zeitpunkt, der mit der Bezugsziffer 102 bezeichnet
ist. Verzögerungen
oder Verschiebungen in dem maßgeblichen
Timing für
das Fenster zusammen mit den Verschiebungen der Zeiten anderer zugehöriger Schaltungen
bezogen auf die Gradientenimpulse, können zu Bildgebungsproblemen
aus den akquirierten Signale einschließlich Geisterbildern und so
weiter führen.
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In
der dargestellten Ausführungsform
wird der idealisierte Gradientenimpuls als gestrichelte Linie 104 gezeichnet.
Der vorliegende Gradientenimpuls kann sich jedoch auf Grund von
unkompensierten Wirbelströmen
in dem System erheblich von dem idealisierten Profil unterscheiden,
die durch den Anfang und das Ende der Gradientenimpulse erzeugt werden.
Insbesondere, wie in 3 gezeigt ist, kann der Anfang
des Gradientenimpulses einen ersten Wirbelstrom erzeugen, der zu
einem Gradientenanteil 106 führt, der zu dem idealisierten
Gradientenimpuls entgegengesetzt ist. In gleicher Weise kann bei der
Beendigung des Gradientenimpulses ein zusätzlicher Wirbelstrom einen
entgegengesetzt orientierten Gradientenanteil 108 erzeugen,
der zusätzlich das
Gradientenimpulsprofil und das Timing verändert. Der resultierende Gradientenimpuls,
bezeichnet mit der Bezugsziffer 110 in 3,
kann erheblich von seiner idealen Gestalt abweichen und als Ergebnis solcher
unkompensierter Wirbelströme
bezüglich
der Zeit verzögert
sein. Der ideale Zeitabstand zwischen dem HF-Impuls 78 und
dem folgenden Einsetzen oder Zeitpunkt bei dem der Gradientenimpuls
seine gewünschte
Amplitude erreicht, ist in 3 mit der Bezugsziffer 112 bezeichnet
und kann deutlich verzögert
sein, wie dies mit der Bezugsziffer 114 gezeigt ist.
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Für den vorliegenden
Zweck können
Verzögerungen,
wie diejenigen, die in 3 dargestellt sind, als Gruppenzeitverzögerungen
betrachtet werden, die aus einer oder mehreren Ursachen resultieren.
Insbesondere neigen die Zeitverzögerungen
des in 3 dargestellten Typs dazu, zwischen Hochfrequenzimpulsen
und Gradientenimpulsen für
eine oder mehrere physikalische Achsen und eine oder mehrere logisch
gesteuerte Achsen, einschließlich der
Schichtauswahlachse, der Ausleseachse und der Phasenkodierungsachse
aufzutreten. Während
vordem bekannte MR-Bildgebungssysteme einige Anstrengungen machen,
die Versätze
vorzuprogrammieren, um eine oder mehrere dieser Verzögerungen zu
kompensieren, nutzen derartige Systeme typischerweise eine einzige
Verzögerung
für alle
Systeme, wobei es ihnen nicht gelingt, den speziellen Verzögerungen
entweder zwischen Systemen oder zwischen verschiedenen Achsen eines
einzelnen Systems Rechnung zu tragen. Darüber hinaus tragen derartige
Systeme Änderungen
der Gruppenverzögerung über die
Lebensdauer eines MR-Bildgebungssystems, den Änderungen der Verzögerungen als
Funktion der Schichtorientierung und so weiter nicht Rechnung.
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Gemäß der vorliegenden
Technik, kann eine Kompensation der Gruppenzeitverzögerungen,
die aus einem oder mehrerer Störfaktoren,
wie beispielsweise Schaltungen und unkompensierten Wirbelströmen resultieren,
mittels eines Kalibrierungsverfahrens auf der Basis der Bilddaten
angepasst werden, die während
der Kalibrierungssequenz gewonnen werden. In einer bevorzugten Ausführungsform,
werden Spektral-Orts-(SPSP)Impulssequenzen während der Kalibrierungssequenz
erzeugt, um die Anregung der Magnetisierung mit sowohl eines speziellen Ortsversatzes
als auch eines Frequenzversatzes zu ermöglichen. Wie dem Fachmann bekannt
ist, sind derartige SPSP-Impulssequenzen relativ unempfindlich gegenüber Inhomogenitäten in dem
B1 oder HF-Feld des Systems. Obwohl derartige
Impulssequenzen sehr nützlich
bei einer Vielzahl von MR-Bildgebungsuntersuchungen sind, zeigen
sie auch eindeutige Empfindlichkeiten auf Verzögerungen und Ungenauigkeiten
im Impulstiming der zuvor diskutierten Art. Beispielsweise können Fehler
in der relativen Zeitabfolge zwischen den HF-Impulsen und den Gradientenwellenformen
der SPSP-Impulse Intensitätsunterschiede
des Wasser-Signals in Schichten außerhalb des Zentrums erzeugen.
Derartige Artefakte werden in der gegenwärti gen Technik verwendet, um die
geeigneten HF/Gradientenkurvenform-Zeitverzögerungen zu ermitteln.
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In
der vorliegenden bevorzugten Ausführungsform verwendet die Kalibrierungsprozedur
ein Phantom zur Erzeugung von Bildern, sowohl im Isozentrum des
Gradientenfeldsystems als auch mindestens an einem Ort der versetzt
vom Isozentrum ist. 4 stellt ein beispielhaftes
Phantom dar, das für
diese Zwecke verwendet wird. Im Falle des Phantoms in 4,
was generell mit der Bezugsziffer 116 bezeichnet wird,
hat ein hexagonales gleichmäßig mit
Wasser gefülltes
Phantom ein konstantes Querschnittsprofil, das sich entlang einer
zentralen Achse 118 erstreckt. In der Kalibrierungssequenz
wird ein Bild am Isozentrum des Gradientenfeldsystems erzeugt, wie
durch die Schicht 120 in 4 angezeigt wird.
Für eine
verbesserte Empfindlichkeit wird bevorzugt die dünnst mögliche Schicht vorgeschrieben. Zusätzlich zu
Schicht 120 werden Schichten 122 und 124 bei
Versätzen
vom Isozentrum erzeugt. In der dargestellten Ausführungsform
haben die Schichten 122 und 124 eine einheitliche
Dicke, wie dies durch die Bezugsziffer 126 bezeichnet ist,
die identisch zu der von Schicht 120 ist. Darüber hinaus
sind die Schichten 122 und 124 von der Schicht 120 durch eine
einheitliche Entfernung getrennt, wie dies durch die Bezugsziffer 128 in 4 gezeigt
ist, um die Kalibrierungssequenz zu vereinfachen.
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Die
Bilddaten der Schichten 120, 122 und 124 werden
bevorzugt durch die Anwendung einer SPSP-Impulssequenz erzeugt,
um Bilder des in 5 dargestellten Typs zu erzeugen.
Die Bilder, bezeichnet mit 130, 132 und 134 repräsentieren
jeweils Bilddaten der Schichten 120, 122 und 124.
Innerhalb jeden Bildes wird ein interessierender Bereich 136, wie
innerhalb eines zentralen Bereichs der Bildmatrix, für Kompensationszwecke während der
Kalibrierung identifiziert. Die Bilder werden analysiert, beispielsweise
durch die Steuerschaltung 46 in 1, um ein
gemitteltes Signalniveau innerhalb des interessierenden Bereichs
für die
mittlere Schicht und für die
zwei Versatzschichten zu erzeugen. Die Prozedur wird dann wiederholt,
während
die Verzögerung
zwischen der HF- und der Gradientenkurvenform systematisch verändert wird,
wie beispielsweise in Schritten von zwei Mikrosekunden. Die Verzögerung,
die den kleinsten Unterschied zwischen den mittleren Intensitäten des
Bildes für
eine Isozentrumsschicht 120 in 4, und den
Versatzschichten 122 und 124 in 4 wird
dann als optimale Verzögerung
ausgewählt.
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6 stellt
die resultierenden Daten auf der Basis von verschiedenen Kalibrierungsbildsequenzen
in graphischer Form dar. Die resultierenden Daten, die generell
mit der Bezugsziffer 138 in 6 bezeichnet
sind, können
graphisch mit dem mittleren Signalniveau, das auf einer vertikalen
Achse 140 angezeigt ist, und dem Versatz zwischen dem HF-Impuls und
der Gradientenkurvenform entlang der horizontalen Achse 142 dargestellt
werden. Im Allgemeinen veranschaulicht die Serie der Bilder veränderliche mittlere
Signalstärkedatensätze, die
die Form von charakteristischen Funktionen 144 und 146 in 6 annehmen.
Das bedeutet, da der HF-Zeitversatz zu der Gradientenkurvenform
veränderlich
ist, werden verschiedene Abweichungen zwischen dem mittleren Signalniveau
des Bildes im Isozentrum und den Versatzbildern in den Daten auftreten.
Der minimale oder optimale Versatz wird ausgewählt, indem die Einstellung
des HF-Versatzes identifiziert wird, die den minimalen Unterschied
zwischen den mittleren Intensitäten
innerhalb des interessierenden Bereichs erzeugt, wie dies in 6 mit
der Bezugsziffer 148 gezeigt ist.
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Wie
dem Fachmann bewusst ist, können
verschiedene alternative Konfigurationen für das Phantom in der Kalibrierungssequenz
verwendet werden. In einer alternativen Ausführungsform kann ein Phantom
verwendet werden, um verschiedene physikalische Achsen des MR-Bildgebungsscanners
mit einer einzigen Platzierung des Phantoms in der Vorrichtung zu
kalibrieren. 7 stellt ein beispielhaftes Phantom
dieses Typs dar. Wie in 7 gezeigt, kann ein dreidimensionales,
gleichförmiges
Phantom verwendet werden, wie beispielsweise ein rechteckiger Block
oder Würfel 150,
der Flächen 152, 154 und 156 bildet,
die generell nach den physikalischen Achsen des Scanners ausgerichtet
sind. Sobald das Phantom angemessen im Scanner positioniert ist,
kann die Folge von Bildern, wie weiter oben diskutiert, im Isozentrum
und mit Versatz zum Isozentrum erzeugt werden, wie dies durch die
Bezugsziffern 158, 160 und 162 in 7 gezeigt
ist.
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8 fasst
in einem Blockdiagramm die Schritte der oben diskutierten Kalibrierungssequenz zusammen.
Die logischen Schritte der Sequenz, die generell mit der Bezugsziffer 164 bezeichnet
sind, beginnen mit Schritt 166, bei dem das Phantom in dem
Scanner positioniert wird. Bei Schritt 168 werden die Schichtdaten,
einschließlich
der Daten für mindestens
zwei Versatzbilder, aufgenommen, bevorzugt im Isozentrum des Gradientenfeldsystems und
an zwei Orten, die versetzt von dem Isozentrum sind. In einer vorliegenden
bevorzugten Ausführungsform
kann die Schichtdicke in der Größenordnung
von 3 mm liegen und der Versatz zwischen den Schichten in der Größenordnung
von 5 cm. Andere Schichtdicken und Versätze können selbstverständlich auch
verwendet werden.
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In
Schritt 170 werden die Bilddaten für die drei Bilder aufgearbeitet,
wie beispielsweise mittels einer zweidimensiona len Fouriertransformation,
um Intensitätsdaten
für die
diskreten Bildelemente oder Pixel der Bildmatrix zu erhalten. In
Schritt 172 wird die mittlere Intensität des interessierenden Bereichs für jedes
Bild ermittelt. In einer bevorzugten Ausführungsform kann der interessierende
Bereich ungefähr
75% des Phantombildes in dem zentralen Bereich desselben bedecken.
In Schritt 174 wird ein Vergleich durchgeführt zwischen
der resultierenden mittleren Intensitäten der Isozentrumsbilder und
der versetzen Bilder (Bilder aufgenommen an Position mit Versatz),
beispielsweise indem ein Intensitätsverhältnis gebildet wird. Nochmals
betont um sachgerecht den Zeitversatz der HF/Gradientenkurvenform zu
optimieren, sollte das Verhältnis
so nahe wie möglich
bei 1.0 liegen.
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In
Schritt 176 bewertet das System die mittels der Kalibrierungssequenz
aufgenommenen Daten, um zu bestimmen, ob der optimale Versatz identifiziert
worden ist. Anfangs wird das Ergebnis der Abfrage in Schritt 176 negativ
sein, was zu einer Veränderung
der Verzögerung
in Schritt 176 und eine Rückkehr zu den Kalibrierungsschritten
führt,
die im Vorherigen zusammengefasst sind. Erneut kann der Versatz
in verschiedenen Zeitschritten verändert werden, wie beispielsweise
in Schritten von zwei Mikrosekunden pro Iteration. Sobald die optimale
Zeitverzögerung
in Schritt 176 ermittelt ist, werden die Ergebnisse der
Kalibrierungssequenz in Schritt 180 gespeichert. Im Allgemeinen
wird die Identifikation der optimalen Verzögerung angezeigt durch den Trend
des mittleren Intensitätsverhältnisses
sich stärker
in aufeinander folgenden Iterationsschritten von dem Wert zu verändern, der
bereits als nahe bei eins liegend identifiziert wurde. Schließlich im
Schritt 182 kann die Kalibrierungssequenz für weitere
physikalische Achsen des Scanners durchgeführt werden.
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9 zeigt
ein Beispiel einer beispielhaften SPSP-Impulssequenz die während der Kalibrierungssequenz,
die in 8 zusammengefasst ist, verwendet wird. Wie dem
Fachmann bewusst ist, kann die SPSP-Impulssequenz durch Impulse
zusammengefasst werden, die auf der Hochfrequenzachse 68,
der Schichtauswahlachse 72, der Ausleseachse 74 und
der Phasenkodierungsachse 76 angewendet werden. Die Impulssequenz
enthält
eine Reihe von HF-Impulsen 184, die während einer oszillierenden
Schichtauswahlgradientensequenz 186 erzeugt werden. Der
HF-Impulssequenz 184 folgen eine Reihe von Gradienten 188 und 190 auf
der Phasenkodierungsachse 76.