DE60038427T2

DE60038427T2 - Verfahren und Gerät zur Verringerung von Bildartefakten, die durch Vibration des Magneten in einem System der bildgebenden magnetischen Resonanz verursacht sind

Info

Publication number: DE60038427T2
Application number: DE60038427T
Authority: DE
Inventors: Xiaohong Houston Zhou
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1999-11-15
Filing date: 2000-11-15
Publication date: 2009-04-16
Anticipated expiration: 2020-11-16
Also published as: KR100747934B1; EP1102082B1; JP2001187040A; EP1102082A3; US6380738B1; DE60038427D1; KR20010060323A; EP1102082A2

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf Magnetresonanz(MR)-Bildgebungssysteme. Im Besonderen bezieht sich die vorliegende Erfindung auf ein MR-Bildgebungssystem, das ausgestattet ist, um Bildartefakte zu reduzieren, die durch die darin erzeugte magnetische Vibration verursacht werden.
Wenn ein interessierendes Objekt, wie zum Beispiel menschliches Gewebe, einem gleichförmigen Magnetfeld (polarisierendes Feld B₀, entlang der z-Richtung in einem kartesischen Koordinatensystem, bezeichnet als x, y und z) unterliegt, versuchen die einzelnen Magnetmomente der Spins in dem Gewebe, sich an diesem polarisierendem Feld auszurichten, rotieren aber mit ihrer charakteristischen gyromagnetischen Frequenz darum. Wenn das Objekt oder Gewebe einem Magnetfeld (Erregungsfeld B₁) unterliegt, das in der x-y-Ebene und in der Nähe der gyromagnetischen Frequenz liegt, kann das ausgerichtete Nettomoment M_z rotiert oder in einem bestimmten Kippwinkel in die x-y-Ebene „gekippt" werden, um ein querverlaufendes magnetisches Nettomoment M_t zu erzeugen. Ein Signal wird von den erregten Spins ausgegeben, nachdem das Erregungsfeld B₁ aufgelöst ist, und dieses Signal kann empfangen und verarbeitet werden, um ein MR-Bild zu bilden.
Beim Verwenden dieser Signale zum Erzeugen von MR-Bildern werden auch lineare Magnetfeldgradienten (G_x, G_y und G_z) verwendet. Typischerweise wird das abzubildende Objekt von einer Sequenz an Messzyklen abgetastet, in denen diese Gradientenwellenformen gemäß dem verwendeten speziellen Lokalisationsverfahren variieren. Das entstandene Set aus empfangenen Kernmagnetresonanz(NMR)-Signalen, auch als MR-Signale bezeichnet, wird digitalisiert and verarbeitet, um das Bild mithilfe von einem der vielen gut bekannten Rekonstruktionsalgorithmen zu rekonstruieren.
Idealerweise würden ein gleichmäßiges Magnetfeld (B₀) und perfekt lineare Magnetfeldgradienten (G_x, G_y und G_z) verwendet, um das interessierende Objekt abzubilden. In der Wirklichkeit jedoch existieren Störungen des Magnetfeldes, wie z. B. Wirbelströme, Gradientverstärkerinfidelität, Gradientnichtlinearität, Magnetfeldinhomogenität und Maxwell-Terme, die in Bildartefakten resultieren wie z. B. Unschärfe, Verzerrung, Geisterbild und Verschiebungen in dem rekonstruierten MR-Bild. In den letzten Jahren bildet sich, da die in MR-Bildgebungssystemen enthaltenen Magnete kleiner und leichter wurden, um die Kosten zu reduzieren, ein anderer Störfaktor als wichtige Quelle von Bildartefakten heraus.
Da Größe und Gewicht der Magnete reduziert wurden, wird die magnetische Vibration zu einem immer ernsteren Problem. Die magnetische Vibration verursacht Störmagnetfelder, d. h. Magnetfelder mit Vibrationskomponenten, die auf das interessierende Objekt aufgebracht werden sollen. Diese Vibrationskomponenten erzeugen wiederum unerwünschte Bildartefakte in dem rekonstruierten MR-Bild. Eingeschränkt durch die Kosten ist es oft schwierig, proaktiv Magnete zu entwickeln, die vollständig alle kritischen Vibrationskomponenten eliminieren. Ein Verfahren zur Reduktion von Bildartefakten in einem Magnetresonanzbildgebungssystem ist aus JP 01141656 bekannt. Das Verfahren strebt an, die Magnetfelddrift durch Qualifizierung eines Phasenfehlers für jedes während der Anwendung einer Multi-Echo-MR-Impulssequenz erfasste Echosignal auszugleichen. Das Dokument US-A-5 450 010 offenbart ein Verfahren, das Korrekturgradientenimpulse nutzt, um Störfelder, z. B. durch Wirbelströme verursachte Störungen, auszugleichen. Das Verfahren basiert auf einer Messung der relativen Phase von Spin-Echo-Signalen in einer Vorsequenz.
Somit besteht Bedarf für ein MR-Bildgebungssystem, das fähig ist, Bildartefakte, welche vor der Rekonstruktion eines MR-Bildes durch magnetische Vibration verursacht wurden, zu korrigieren oder auszugleichen. Dazu besteht Bedarf nach einem, MR-Bildgebungssystem, das fähig ist, die Magnetfeldvibrationskomponenten zu quantifizieren.
Gemäß einem ersten Aspekt der Erfindung wird ein Verfahren bereitgestellt, wie im angefügten Anspruch 1 definiert.
Gemäß einem zweiten Aspekt der Erfindung wird ein System zur Reduktion von Bildartefakten, die durch magnetische Vibration verursacht wurden, gemäß dem angefügten Anspruch 2 bereitgestellt.
Gemäß einem dritten Aspekt der Erfindung wird ein Bildgebungssystem gemäß dem angefügten Anspruch 3 bereitgestellt.
Die Erfindung wird nun als Beispiel ausführlicher beschrieben mit Bezug auf die Figuren, in denen:
1 ein Blockdiagramm eines Magnetresonanz(MR)-Bildgebungssystems ist, das eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung verwendet;
2 ein elektrisches Blockdiagramm eines Sende Empfangsblocks ist, der einen Teil des MR-Bildgebungssystems von 1 bildet;
3 ein Flussdiagramm eines Magnetfeldvibrationsquantifizierungs- und -ausgleichungsschemas ist, das in dem MR-Bildgebungssystem von 1 implementiert ist;
4 ein vereinfachtes Diagramm einer Spin-Echo(SE)-Impulssequenz ist, die in einer Ausführungsform des Schemas von 3 verwendet wird;
5 ein Wellenformdiagramm ist, umfassend einen Teil des Korrekturverfahrens des Schemas von 3;
6 ein vereinfachtes Diagramm einer schnellen Gradientenfeldecho(FGRE)-Impulssequenz ist, die in einer anderen Ausführungsform des Schemas von 3 verwendet wird;
7 ein vereinfachtes Diagramm einer schnellen Spin-Echo(FSE)-Impulssequenz ist, die in einer noch anderen Ausführungsform des Schemas von 3 verwendet wird; und
8 ein Wellenformdiagramm ist, umfassend einen Teil des Korrekturverfahrens des Schemas von 3.
Mit Bezug auf 1 werden die Hauptkomponenten eines Magnetresonanz(MR)-Bildgebungssystems dargestellt. Die Funktionsweise des Systems wird von einer Bedienungskonsole 100 kontrolliert, die ein Eingabegerät 101, ein Bedienfeld 102 und eine Anzeige 104 umfasst. Die Konsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit einem separaten Computersystem 107, das es einem Bediener ermöglicht, die Bildung und Anzeige von Bildern auf dem Monitor 104 zu kontrollieren. Das Computersystem 107 umfasst eine Reihe Module, die durch eine Rückwandplatine miteinander kommunizieren. Die Module umfassen ein Bildverarbeitungsmodul 106, ein CPU-Modul 108 und ein Speichermo dul 113, das in der Technik als Bildspeicher zum Speichern von Bilddatenfeldern bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111 und einem Bandlaufwerk 112 verbunden, um Bilddaten und Programme zu speichern, und kommuniziert über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung mit einem separaten Kontrollsystem 122.
Das Kontrollsystem 122 umfasst einen Satz Module, die durch eine Rückwandplatine miteinander verbunden sind. Diese umfassen ein CPU-Modul 119 und ein Impulsgeneratormodul 121, das über eine serielle Verbindung 125 mit der Bedienungskonsole 100 verbunden ist. Durch diese Verbindung 125 empfängt das Kontrollsystem 122 Befehle von dem Bediener, die die auszuführende Abtastsequenz anzeigen. Das Impulsgeneratormodul 121 bewirkt, dass die Systemkomponenten die gewünschte Abtastsequenz ausführen. Es erzeugt Daten, die Takt, Stärke und Form der HF-Impulse anzeigen sowie Takt und Länge eines Datenerfassungsfensters. Das Impulsgeneratormodul 121 verbindet einen Satz Gradientenverstärker 127, um Takt und Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse zu kontrollieren. Das Impulsgeneratormodul 121 empfängt auch Patientendaten aus einer physiologischen Erfassungskontrolleinrichtung 129, die Signale aus einer Reihe verschiedener mit dem Patienten verbundenen Sensoren empfängt, wie z. B. ECG-Signale von Elektroden oder respiratorische Signale aus einem Blasebalg. Schließlich steht das Impulsgeneratormodul 121 mit einer Abtastraumschnittstellenschaltung 133 in Verbindung, die Signale aus verschiedenen mit dem Zustand des Patienten und des Magnetsystems verbundenen Sensoren empfangen. Außerdem empfängt ein Patientenpositionierungssystem 134 durch die Abtastraumschnittstellenschaltung 133 Befehle, den Patienten in die für die Abtastung gewünschte Position zu bewegen.
Die von dem Impulsgeneratormodul 121 erzeugten Gradientenwellenformen werden auf ein Gradientenverstärkungssystem 127 angewendet, das G_x, G_y und G_z-Verstärker umfasst. Jeder Gradientenverstärker regt eine entsprechende Gradientenspule in einer im Allgemeinen mit 139 bezeichneten Anordnung an, um die Magnetfeldgradienten zu erzeugen, die für das räumliche Kodieren der erfassten Signale verwendet werden. Die Gradientenspulenanordnung 139 bildet einen Teil einer Magnetanordnung 141, die einen polarisierenden Magneten 140 und eine Ganzkörper-HF-Spule 152 umfasst.
Ein Sende-Empfangsmodul 150 in dem Kontrollsystem 122 erzeugt Impulse, die durch einen HF-Verstärker 151 verstärkt und durch einen Sende-/Empfangsschalter 154 mit der HF-Spule 152 gekoppelt werden. Die entstandenen Signale, die von den angeregten Kernen in dem Patienten ausgegeben wurden, können durch dieselbe HF-Spule 152 erfasst werden und durch den Sende-/Empfangsschalter 154 mit einem Vorverstärker 153 gekoppelt werden. Die verstärkten MR-Signale werden in dem Empfangsbereich des Sende-Empfangsgeräts 150 demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 wird durch ein Signal aus dem Impulsgeneratormodul 121 gesteuert, um den HF-Verstärker 151 während des Sendemodus elektrisch mit der Spule 152 zu verbinden und den Vorverstärker 153 während des Empfangsmodus zu verbinden. Der Sende-/Empfangsschalter 154 ermöglicht auch, dass eine separate HF-Spule (zum Beispiel eine Kopfspule oder Oberflächenspule) entweder in dem Sende- oder dem Empfangsmodus verwendet werden kann.
Die von der HF-Spule 152 empfangenen MR-Signale werden von dem Sende-Empfangsmodul 150 digitalisiert und an ein Speichermodul 160 in dem Kontrollsystem 122 übertragen. Wenn die Abtastung abgeschlossen ist und ein vollständiges Datenfeld in dem Speichermodul 160 erfasst wurde, arbeitet ein Feldprozessor 161, um die Daten mithilfe der Fourier-Transformation in ein Bilddatenfeld zu transformieren. Die Bilddaten werden über die serielle Verbindung 115 an das Computersystem 107 übertragen, wo sie in dem Plattenspeicher 111 gespeichert werden. In Antwort auf die von der Bedienungskonsole 100 empfangenen Befehle können diese Bilddaten auf dem Bandlaufwerk 112 archiviert werden oder können von dem Bildverarbeiter 106 weiter verarbeitet, an die Bedienungskonsole 100 übertragen und auf der Anzeige 104 dargestellt werden.
Mit besonderem Bezug auf 1 und 2 erzeugt das Sende-Empfangsgerät 150 das HF-Erregungsfeld B₁ durch den Leistungsverstärker 151 an einer Spule 152A und empfängt das in einer Spule 152B induzierte entstandene Signal. Wie vorstehend angedeutet, können die Spulen 152A und B separat sein, wie in 2 dargestellt, oder können, wie in 1 dargestellt, eine Ganzkörperspule sein. Die Grund- oder Trägerfrequenz des HF-Erregungsfeldes wird unter Kontrolle eines Frequenzsynthesizers 200, der einen Satz digitaler Signale aus dem CPU-Modul 119 und dem Impulsgeneratormodul 121 empfängt, erzeugt. Diese digitalen Signale kennzeichnen die Frequenz und die Phase des an einer Ausgabe 201 erzeugten HF-Trägersignals. Der befohlene HF-Träger wird auf einen Modulator und Aufwärtswandler 202 angewendet, in dem seine Amplitude moduliert wird in Antwort auf ein Signal R(t), das ebenfalls aus dem Impulsgeneratormodul 121 empfangen wurde. Das Signal R(t) definiert die Hülle des zu erzeugenden HF-Erregungsimpulses und wird in dem Modul 121 durch sequentielles Auslesen einer Reihe gespeicherter digitaler Werte erzeugt. Diese gespeicherten digitalen Werte können wiederum von der Bedienungskonsole 100 geändert werden, um zu ermöglichen, dass jede gewünschte HF-Impulshülle erzeugt werden kann.
Die Größe des an der Ausgabe 205 erzeugten HF-Erregungsimpulses wird durch eine Erregerdämpfungsschaltung 206 gedämpft, die einen digitalen Befehl von der Rückwandplatine 118 empfängt. Die gedämpften HF-Erregungsimpulse werden auf den Leistungsverstärker 151 angewendet, der die HF-Spule 152A antreibt. Eine ausführlichere Beschreibung dieses Abschnitts des Sende-Empfangsgerätes 122 ist im US-Patent Nr. 4,952,877 zu finden.
Mit weiterem Bezug auf 1 und 2 wird das von dem Subjekt erzeugte MR-Signal von der Empfangsspule 152B empfangen und durch den Vorverstärker 153 auf die Eingabe eines Empfangsdämpfers 207 angewendet. Der Empfangsdämpfer 207 verstärkt das Signal weiter um eine Menge, die von einem aus der Rückwandplatine 118 empfangenen digitalen Dämpfungssignal bestimmt wird.
Das empfangene Signal liegt bei oder ungefähr bei der gyromagnetischen Frequenz und dieses hohe Frequenzsignal wird in einem Zweischrittverfahren von einem Abwärtswandler 208 abwärtsgewandelt, der zuerst das MR-Signal mit dem Trägersignal auf Leitung 201 mischt und anschließend das entstandene Differenzsignal mit dem 2,5 MHz-Referenzsignal auf Leitung 204 mischt. Das abwärtsgewandelte MR-Signal wird auf die Eingabe eines Analog-zu-Digital(A/D)-Wandlers 209 angewendet, der das analoge Signal abtastet und digitalisiert und es auf einen digitalen Detektor und Signalprozessor 210 anwendet, der 16-Bit phasengleiche (I) Werte und 16-Bit um 90° phasenverschobene (Q) Werte entsprechend des empfangenen Signals erzeugt. Der entstandene Strom aus digitalisierten I- und Q-Werten des empfangenen Signals wird über die Rückwandplatine 118 an das Speichermodul 160 ausgegeben, wo er gemäß der vorliegenden Er findung normalisiert und anschließend zur Rekonstruktion eines Bildes verwendet wird.
Die von der Magnetanordnung 141 im Verlauf einer MR-Bilderfassung erzeugte mechanische Vibration bewirkt, dass ein nicht ideales Magnetfeld einen einem interessierenden Objekt entsprechenden Bilddatensatz stört. Dieses nicht ideale Magnetfeld oder vibrierende Magnetfeld b(t) bewirkt, dass der Bilddatensatz nicht ideal ist, so dass das rekonstruierte MR-Bild verschiedene Bildqualitätsprobleme wie Verzerrung, Geisterbilder, Bildverschiebung, Schattierungen, Unschärfe und Intensitätsveränderungen aufweisen kann. Somit können durch Identifizierung und Quantifizierung einer oder mehrerer Magnetfeldvibrationsfehlerkomponenten und Ausgleichen dieser Fehlerkomponenten, Bildartefakte, die andernfalls in dem rekonstruierten MR-Bild auftreten würden, minimiert oder eliminiert werden.
Das vibrierende Magnetfeld b(t) muss ungeachtet seiner Vibrationsmodi die Laplacesche Gleichung ∇²b(t) = 0 erfüllen. Daher kann das vibrierende Magnetfeld b(t) durch die Summierung seiner verschiedenen räumlichen Komponenten (oder spherischen Harmonien) beschrieben werden: b(t) = b0(t) + gx(t)xgy(t)y + gz(t)z + ... (1)wobei b₀(t) ein räumlich unverändertes Magnetfeld ist; g_x(t), g_y(t) und g_z(t) räumlich lineare Gradientenmagnetfelder in x, y bzw. z-Richtung darstellen; und die übrigen Terme räumliche Magnetfelder einer höheren Ordnung sind. Es ist zu beachten, dass alle Terme in Gleichung (1) von einer Zeitvariable t abhängen. Typischerweise wird b₀(t) auch als eine Haupt magnetfeldstörung bezeichnet, g_x(t) als frequenzcodierte oder ausgelesene Gradientenstörung, g_y(t) als eine phasencodierte Gradientenstörung und g_z(t) als eine Schichtauswahlgradientenstörung.
Es ist anzunehmen, dass die Gradiententerme höherer Ordnung geringfügige Vibrationsfehlerkomponenten enthalten, so dass das vibrierende Magnetfeld b(t) von den vier Termen, die in Gleichung (1) deutlich dargestellt sind, approximiert werden kann. Es sollte jedoch verstanden werden, dass ein Quantifizierungs- und -ausgleichungsschema, das nachstehend ausführlicher beschrieben wird, für das vibrierende Magnetfeld b(t) implementiert werden kann, umfassend Magnetfeldterme einer räumlich höheren Ordnung.
Jeder der vier Terme in Gleichung (1) kann mehrere Vibrationskomponenten umfassen, wobei jede Komponente von vier Parametern definiert wird – einer Amplitude, einer Frequenz, einer Phase und einer Dämpfungszeitkonstante. Dementsprechend kann b₀(t) ausgedrückt werden als:
wobei M₀ die Gesamtanzahl der Vibrationsmodi ist, a_m eine Amplitude ist, f_m eine Frequenz ist, ζ_m eine Phase ist, λ_m eine Dämpfungszeitkonstante ist und m ein Index des Vibrationsmodus ist.
Gleichermaßen können die drei linearen Gradiententerme (g_x(t), g_y(t), and g_z(t)) in Gleichung (1) ausgedrückt werden als:
wobei M_x, M_y und M_z die Gesamtanzahl der Vibrationsmodi sind; g_x,m, g_y,m und g_z,m die Amplituden sind; f_x,m, f_y,m und f_z,m die Frequenzen sind; ζ_x,m, ζ_y,m und ζ_z,m die Phasen sind und λ_x,m, λ_y,m und λ_z,m die Dämpfungszeitkonstanten für g_x(t) , g_y(t) bzw. g_z(t) sind.
Angenommen, der Dämpfungseffekt ist während der Datenerfassung geringfügig, dann können die Gleichungen (2a)–(2d) vereinfacht werden zu:
Die vorstehende Vereinfachung wird eingeführt, um die Beschreibung der vorliegenden Erfindung zu vereinfachen. Es sollte verstanden werden, dass die vorliegende Erfindung anstelle der Gleichungen (3a)–(3d) mithilfe der Gleichungen (2a)–(2d), d. h. mit nicht unerheblichem Dämpfungseffekt, implementiert werden kann.
Zum Abbilden des interessierenden Objekts oder eines Teils davon wird eine oder werden mehrere Impulssequenzen (d. h. HF-Impulse und Gradientenimpulse) konfiguriert, um eine p x q-Anordnung von unbearbeiteten K-Raum-Datenpunkten zu induzieren und zu erfassen, umfassend p-Spalten von K_x-Raum-Daten und q-Reihen von K_y-Raum-Daten. Die Impulssequenz bewirkt, dass ein oder mehrere MR-Signal(e) von dem erregten interessierenden Objekt ausgegeben werden kann/können und erfasst das MR-Signal. Jedes MR-Signal liefert eine Reihe K_y-Raum-Daten mit p-Datenpunkten. Auf diese Weise wird das Abtasten einer Gesamtmenge von q-MR-Signalen in der Erfassung der p x q-Anordnung von unbearbeiteten K-Raum-Datenpunkten resultieren, die aus reichen, um die Bildrekonstruktion des interessierenden Objekts durchzuführen.
Mit Bezug auf 3 wird ein Flussdiagramm des Magnetfeldvibrationsquantifizierungs- und -ausgleichungsschemas dargestellt. Das Schema umfasst einen Startschleifenschritt 600, einen Schritt 602 zur Vorbereitung des Magnetfelds b(t), einen Schritt 604 zur Berechnung einer Vibrationskomponente von b_0,n(t), einen Schritt 606 zur Berechnung einer Vibrationskomponente von g_x,n(t), einen Schritt 608 zur Berechnung einer Vibrationskomponente g_y,n,(t), einen Schritt 610 zur Berechnung einer Vibrationskomponente g_z(t), einen Schritt 612 zur Initiierung der Bilddatenerfassung, einen Schritt 614 zur Ausgleichung des durch die g_z(t)-Vibrationskomponente induzierten Fehlers, einen Schritt 616 zur Ausgleichung eines durch die b_0,n(t)-Vibrationskomponente induzierten Fehlers, einen Schritt 618 zur Ausgleichung des durch die g_x,n(t)-Vibrationskomponente induzierten Fehlers, einen Schritt 620 zur Ausgleichung eines durch die g_y,n,(t)-Vibrationskomponente induzierten Fehlers, einen Bildrekonstruktionsschritt 622, einen Entscheidungsschritt 624, einen Endschleifenschritt 626 und einen Inkrementiererschritt 628. Dieses Schema wird n = 1, 2, ..., q mal durchgeführt, so dass alle Vibrationskomponenten, die dem vibrierenden Magnetfeld b(t) für jedes MR-Echosignal entsprechen, oder mit anderen Worten jede Reihe an K-Raum-Daten identifiziert, quantifiziert und verwendet werden kann/können, um die Fehlerausgleichung der entsprechenden K-Raum-Daten durchzuführen. Die in den Schritten 604–610 berechneten Vibrationsfehlerkomponenten werden von dem Kontrollsystem 122 und/oder dem Computersystem 107 verwendet, um die Ausgleichungschritte 614–620 durchzuführen. Da die tatsächlichen in dem Quantifizierungs- und Ausgleichungsschema verwendeten Gleichungen in Abhängigkeit von der Art der zur Erfassung des MR-Bildes verwen deten Impulssequenz leicht variieren wird, wird das Schema mithilfe von drei verschiedenen Impulssequenzen dargestellt: einer Spin-Echo(SE)-Impulssequenz, einer schnellen Gradientenecho(FGRE)-Impulssequenz und einer schnellen Spin-Echo(FSE)-Impulssequenz.
SE-IMPULSSEQUENZ
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung initiiert ein Bediener das MR-Bildgebungssystem, d. h. den Startschleifenschritt 600, um das MR-Bild des interessierenden Objekts mithilfe der SE-Impulssequenz zu erfassen. In Abhängigkeit der Leistungsfähigkeit des MR-Bildgebungssystems kann der Bediener die SE-Impulssequenz direkt aus einer Liste von Impulssequenzen spezifizieren; kann das System auf die SE-Impulssequenz voreingestellt sein; oder kann das System basierend auf Abtastzeit, Bildauflösung, Art des abzubildenden Gewebes und anderen Voraussetzungen die SE-Impulssequenz auswählen. Sobald die SE-Impulssequenz ausgewählt wurde, wird diese Impulssequenz konfiguriert, was die Durchführung des Schrittes 602 zur Vorbereitung des vibrierenden Magnetfeldes b(t) umfasst. Der Vorbereitungsschritt 602 umfasst die Konfiguration der Frequenzen, Amplituden und Ausgangsphasen von b₀(t), g_x(t), g_y(t) und g_z(t), umfassend b(t).
Mit Bezug auf 4 wird ein vereinfachtes Wellenformdiagramm der SE-Impulssequenz dargestellt. Wie in der Technik gut bekannt ist, umfasst die SE-Impulssequenz einen 90°-HF-Impuls 300, einen 180°-HF-Impuls 302 und ein Datenerfassungsfenster 304 (während dessen der Auslesegradient eingeschaltet ist). Ein Bezugszeitpunkt von t = 0 wird in der Mitte des 90°-HF-Impulses 300 eines ersten Wiederholungszyklus (oder TR) einge stellt. Die Zeit von dem 90°-HF-Impuls 300 bis zu dem 180°-HF-Impuls 302 wird als Halbechozeit τ bezeichnet. Das Datenerfassungsfenster 304 wird nach dem 180°-HF-Impuls 302 eingestellt von t₁ < t < t₁ ₊T, wobei die Zeit t₁ < 2T und T eine Dauer des Datenerfassungsfensters ist. Das Datenerfassungsfenster 304 wird auch als Analog-zu-Digital-Wandler(ADC)-Fenster bezeichnet.
Wie in 4 dargestellt, kennzeichnet das Datenerfassungsfenster 304 eine Teilechomitte 306, die sich an einer Zeit t = t₁ + d befindet, und eine Gesamtechomitte 308, die sich an einer Zeit t = t₁ + d + Δ befindet. Das Schema ist für die SE-Impulssequenz anwendbar, umfassend eine Teilechoerfassung oder eine Gesamtechoerfassung. Die Gesamtechoerfassung kann als ein spezieller Fall der Teilechoerfassung betrachtet werden, in der Δ = 0. Aus 4 kann ein Teilechoparameter definiert werden als:
und das nachfolgende Zeitverhältnis kann abgeleitet werden als:
wobei rbw eine Empfängerbandbreite ist (d. h. die Signalfrequenz reicht von –rbw bis +rbw) und k_xres die Gesamtanzahl der erfassten K-Raum-Datenpunkte entlang der Ausleserichtung (d. h. k_xres = p) ist. Die SE-Impulssequenz wird konfiguriert, um einen Zeitraum TR aufzuweisen und insgesamt q mal zu wiederholen (mit leichten Änderungen an dem nominalen phasencodierten Gradienten G_y in jedem nten T_R, wobei n = 1, 2, ..., q), um alle q-Reihen der K-Raum-Daten zu erfassen.
Sobald die SE-Impulssequenz konfiguriert wurde, werden die Schritte 604–610 zur Berechnung der Vibrationskomponenten durchgeführt. Die Schritte 604–610 für das nte Echo oder TR werden vorzugsweise beendet, bevor die entsprechende Impulssequenz für das nte Echo oder TR auf das interessierende Objekt angewendet wird, um die nte Reihe an K-Raum-Daten zu erfassen. Obwohl die Schritte 604–610 in fortlaufender Reihenfolge dargestellt sind, können die Schritte 604–610 in einer beliebigen Reihenfolge oder auch gleichzeitig durchgeführt werden, solange die Schritte 604–610 vor der Initiierung der nten-Impulssequenz abgeschlossen sind. Auf diese Weise können die Vibrationsfehlerkomponenten vor, während oder nach der Datenerfassung ausgeglichen werden.
Mit Bezug auf Schritt 604 zur Berechnung der Vibrationskomponente b₀(t) erzeugt die Vibrationskomponente für b₀(t) einen Phasenfehler ⌀₀(t). Für jeden TR-Zeitraum kann der Phasenfehler ⌀₀(t) durch drei Terme ausgedrückt werden: (1) der erste Term deckt den Zeitraum von dem 90°-HF-Impuls 300 bis zu dem 180°-HF-Impuls 302 ab (0 < t < τ); (2) der zweite Term deckt den Zeitraum von dem 180°-HF-Impuls 302 bis zum Beginn des Datenerfassungsfensters 306 ab (τ < t < t₁); und (3) der dritte Term deckt den Zeitraum während des Datenerfassungsfensters 306 ab (t₁ < t' < t) (siehe 4).
Daher ist der Phasenfehler ⌀₀(t) für den ersten TR (d. h., n = 1):
wobei eine gyromagnetische Konstante ist, der erste Term ein negatives Vorzeichen umfasst, um den umgekehrten Phaseneffekt des 180°-HF-Impuls zu berücksichtigen, und b(t) in Gleichung (3a) bereitgestellt ist. Der Phasenfehler ⌀₀(t) stellt den Gesamtphasenfehler (oder die Vibrationsfehlerkomponente) von dem vibrierenden b₀(t) dar, der während der Datenerfassung für den ersten TR-Zeitraum auftreten wird.
Da die SE-Impulssequenz nach dem ersten TR wiederholt wird, können die Phasenfehler für alle nachfolgenden TR-Zeiträume mithilfe von Gleichung (5) berechnet werden, die durch eine neue b₀(t), entsprechend für jedes einzelne TR-Intervall, modifiziert wurde. Es wird deutlich, dass für jede Zeit t' in dem ersten TR-Zeitraum (bei t = t') b₀(t) in dem ersten TR-Zeitraum:
ist und b₀(t) zu jeder Zeit in dem zweiten TR-Zeitraum (bei t = t' + TR):
ist, wobei die Zeitvariable t in b₀(t) von Gleichung (3a) in Gleichung (6a) bzw. (6b) durch t' und t' + TR ersetzt wurde.
Durch diese Ersetzung wird deutlich, dass b₀(t) in dem zweiten TR (d. h. b_0,2(t)) im Wesentlichen dasselbe ist wie b₀(t) in dem ersten TR (d. h. b_0,1(t)), mit der Ausnahme, dass die Phase in Gleichung (6a) geändert wurde zu: ζm,1 = 2πfmTR + ζm. (6c)
Dementsprechend kann b₀(t) in Gleichung (3a) in jedem TR-Zeitraum für eine gegebene MR-Bilderfassung noch allgemeiner ausgedrückt werden als:
wobei n = 1, 2, ..., q; q = Gesamtanzahl der TR-Zeiträume oder Reihen an K-Raum-Daten; 0 < t < TR für das nte TR; und ζ_m,n-1 = 2Π (n – 1)f_mTR + ζ_m·
Anschließend kann Gleichung (5) generalisiert werden, um einen Phasenfehler ⌀_0,n(t) von b_0,n(t) für jeden nten TR-Zeitraum in einer gegebenen MR-Bilderfassung zu berechnen:
Somit wird in Schritt 604 der Phasenfehler ⌀_0,n(t) von b_0,n(t) für die nte Reihe an zu erfassenden K-Raum-Daten mithilfe der Gleichungen (7a) und (7b) berechnet. In Abhängigkeit von der Form von b_0,n(t) kann ⌀_0,n(t) für das nte Echo oder TR entweder numerisch oder analytisch berechnet werden.
Beim Schritt 606 zur Berechnung der Vibrationskomponente g_x,n(t) erzeugt die Vibrationskomponente für g_x(t) einen K_x-Verschiebungsfehler Δk_x(t). Der K_x-Verschiebungsfehler Δk_x(t) resultiert in einer K-Raum-Datenverzerrung in der K-Richtung.
Ähnlich der Charakterisierung oder Ableitung von b₀(t) zu b_0,n(t) in Gleichung (7a) kann g_x(t) in Gleichung (3b) in Bezug auf den nten TR-Zeitraum charakterisiert werden als:
wobei ζ_x,m,n-1 = 2π_(n-1) f_x,m, TR + ζ_x,m. Anschließend kann Δk_x,n(t) für den nten TR mithilfe von Gleichung (7b) berechnet werden, wobei b_0,n(t) durch g_x,n(t) in Gleichung (8a) ersetzt wurde:
Somit wird in Schritt 604 der K_x-Raum-Verschiebungsfehler Δk_m(t) von g_x,n(t) für die nte Reihe an zu erfassenden K-Raum-Daten mithilfe der Gleichungen (8a) und (8b) berechnet. In Abhängigkeit von der Form von g_x,n(t) kann Δk_x,n(t) entweder numerisch oder analytisch berechnet werden.
Beim Schritt 608 zur Berechnung der Vibrationskomponente g_y,n(t) erzeugt die Vibrationskomponente für g_y(t) K_y-Verschiebungsfehler Δk_y(t). Der K_y-Raum-Verschiebungsfehler bewirkt, dass K-Raum-Datenpunkte in der K_y-Richtung verzerrt werden. Der phasencodierende Gradientenfehler von g_y(t) ist das Gegenstück zu dem ausgelesenen Gradientenfehler von g_x(t) und die Gleichungen (8a) und (8b) müssen lediglich modifiziert werden, um g_y,n(t) and Δky,n(t) zu ergeben:
wobei g_y,n(t) g_y(t) in Gleichung (3c) ist, ausgedrückt in Bezug auf den nten TR-Zeitraum und ζ_y,m,n-1 = 2Π(n – 1)f_y,mTR +ζ_y,m.
Somit wird in Schritt 608 der K_y-Raum-Verschiebungsfehler Δk_y,n(t) von g_y,n(t) für die nte Reihe an zu erfassenden K-Raum-Daten mithilfe der Gleichungen (9a) und (9b) berechnet. Der K_y-Raum-Verschiebungsfehler Δk_y,n(t) kann mathematisch durch numerische oder analytische Verfahren berechnet werden.
Beim Schritt 610 zur Berechnung der Vibrationskomponente g_z(t) erzeugt die Vibrationsfehlerkomponente für g_z(t) einen Schichtselektionsgradientenfehler Δk_z. Im Gegensatz zu ⌀_0,n(t), Δk_x,n(t) und Δk_y,n(t) kann Δk_z mit einer zeitunabhängigen Funktion Δk_z,n approximiert werden, die mithilfe eines Zeitintervalls von dem nten 90°-HF-Impuls zur Mitte des nten Echos eva luiert wird. Unter Berücksichtigung des umgekehrten Phaseneffektes des nten 180°-HF-Impulses ist Δk_z,n für den nten TR:
wobei g(t) durch Gleichung (3d) gegeben ist. Ähnlich den Gleichungen (7b), (8b) und (9b) kann auch Gleichung (10) ausgedrückt werden als:
Nachdem die Schritte 604–610 durchgeführt wurden, ist der nächste Schritt der Schritt 612 zur Initiierung der Datenerfassung. In Schritt 612 wird die SE-Impulssequenz, die konfiguriert ist, um die nte Reihe an K-Raum-Daten zu erfassen, auf das interessierende Objekt angewendet.
Der Ausgleichungsschritt 614 tritt vor der Bilddatenerfassung der nten Reihe an K-Raum-Daten auf. Vorzugsweise wird der Schichtselektionsgradient G_z(t) für den nten TR durch Einschließen eines Korrekturimpulses oder einer Wellenform, die aus dem berechneten Δk_z,n für den nten TR konfiguriert wurde, modifiziert. Wie in 5 dargestellt, kann der Korrekturimpuls oder die Wellenform (a) ein Echogradientenimpuls 310g_zcompl, (siehe 5(a)) mit einer Fläche unter dem Impuls von –Δk_z,n2Πγ sein oder (b) ein zusätzlicher Brecher oder Schichtrefokusgradientimpuls 312g_zcomp2 (siehe 5(b)) ebenfalls mit einer Fläche unter dem Impuls von –Δk_z,n2Πγ sein. In beiden Fällen fungiert der Korrekturimpuls oder die Wellenform, um den von der ursprünglichen Vibrationskomponente g_z,(t) für den nten TR induzierten Δk_z,n-Fehler aufzuheben.
Obwohl der Echogradientenimpuls 310 in 5(a) als nach dem nten 180°-HF-Impuls auftretend dargestellt ist, kann er alternativ die Ausgleichung zu jeder Zeit im Anschluss an den nten 90°-HF-Impuls, vor dem Start des nten Echos, durchführen. Die Form des Echogradientenimpulses 310 ist flexibel und nicht auf die dargestellte dreieckige Form begrenzt. Wenn jedoch ein positiver Impuls in dem Zeitraum zwischen dem 180°-HF-Impuls und dem Start des Echos verwendet wird, dann würde ein negativer Impuls implementiert werden, wenn er in dem Zeitraum zwischen dem 90°-HF-Impuls und dem 180°-HF-Impuls verwendet wird (um den umgekehrten Phaseneffekt des 180°-HF-Impulses zu verlagern). Gleichermaßen kann auch der zusätzliche Gradientenimpuls 312 im Anschluss an den 90°-HF-Impuls vor dem Start des Echos zu jeder Zeit auftreten, und eine beliebige Impulsform aufweisen, und müsste die Polarität umkehren, wenn zwischen dem 90°-HF-Impuls und dem 180°-HF-Impuls verwendet.
In 3 folgen die Schritte 614–620 nicht unbedingt dieser Reihenfolge und können gleichzeitig durchgeführt werden, auch wenn die Schritte 614–620 in fortlaufender Reihenfolge dargestellt sind. In dem Ausgleichungsschritt 616 kann der durch b_0,n(t) induzierte Phasenfehler ⌀_0,n(t) in der nten Reihe der K-Raum-Daten im Anschluss an die Datenerfassung, aber vor der Bildrekonstruktion ausgeglichen werden. Die Ausgleichung oder Korrektur umfasst die Verwendung des Phasenfehlers ⌀_0,n(t) für den nten TR (mithilfe von Gleichung (7b) berechnet), um eine Phasensubtraktion mit jedem K-Raum-Datenpunkt in der nten Reihe durchzuführen. Auf diese Weise werden Bildartefakte, die aus der störenden (d. h. vibrierenden) b_0,n(t) resultieren, minimiert, oder eliminiert. Eine ausführlichere Beschreibung des Verfahrens der Phasensubtraktionskorrektur ist im US-Patent Nr. 5,642,047 der General Electric Company zu finden. Alternativ und anstelle der korrigierenden K-Raum-Daten, die vibrationskontaminiert sind (d. h. Korrektur nach Datenerfassung), kann der Ausgleichungsschritt 616 die Durchführung der Korrektur von ⌀_0,n(t) für den nten TR umfassen, während die nte Reihendatenerfassung weiterläuft. Der Phasenfehler ⌀_0,n(t) für den nten TR kann durch dynamisches Einstellen der Phase des Empfängerabschnitts des Sende-Empfangsgeräts 150 ausgeglichen werden. Unter Verwendung dieser Herangehensweise sind, obwohl das von dem interessierenden Objekt ausgegebene MR-Echosignal vibrationskontaminiert ist, die erfassten Daten vibrationsfehlerfrei, da das Datenerfassungsgerät oder Datenempfangsgerät selbst verwendet wird, um den Fehler zu verlagern und die korrekten Daten zu erfassen. In noch einer anderen Alternative kann der Phasenfehler ⌀_0,n(t) für den nten TR durch entsprechendes Einstellen des Hauptmagnetfeldes oder Ändern der Empfängerfrequenz für den nten TR vor der Erfassung der nten K-Raum-Daten korrigiert werden. Diese Vordurchführungsausgleichungsherangehensweise ist besonders effektiv, wenn b_0,n(t) ein konstanter Wert für die gesamte nte K-Raum-Reihe ist. Eine ausführlichere Beschreibung der Korrekturverfahren, die die Einstellung der Empfangsphase und Frequenz verwenden, ist in den US-Patenten Nr. 5,864,233 und 5,923168 , beide im Besitz der General Electric Company zu finden.
In den Ausgleichungsschritten 618, 620 werden der von g_x,n(t) induzierte K_x-Raum-Verschiebungsfehler Δk_x,n(t) bzw. der von g_y,n(t) induzierte K_y-Raum-Verschiebungsfehler Δk_y,n(t) in der nten Reihe der erfassen K-Raum-Daten vor der Bildrekonstruktion ausgeglichen. Die Verschiebungsfehler Δk_x,n(t) und Δk_y,n(t) für den nten TR (mithilfe der Gleichungen (8b) und (9b) berechnet) werden verwendet, um die verzerrten K-Raum-Daten unter Verwendung eines bekannten Regridding-Algorithmus in ein geradliniges Gitter zu speichern. Weitere Details bezüglich des Regridding-Algorithmus finden sich in "Selection of a Convolution Function for Fourier Inversion Using Gridding" (Auswahl einer Faltungsfunktion für die Fourier-Inversion unter Verwendung von Gridding) von J. I. Jackson et al., IEEE Transactions in Medical Imaging (IEEE Transaktionen in der medizinischen Bildgebung), 10: 473–478 (1991).
Alternativ können die durch die magnetische Vibration g_x,n(t) and g_y,nt) verursachten Gradientenfehler für den nten TR durch Impulssequenzmodifikation ausgeglichen werden. Bei dieser Herangehensweise wird jeder der zwei Terme von g_x,n(t) bzw. g_y,n(t) weiter in einen Vorerfassungsfehler und einen Erfassungsfehler geteilt.
Die mit g_x,n(t) und g_y,n(t) assoziierten Vorerfassungsfehler werden von zwei K-Raum-Verschiebungen für die nte Reihe K-Raum-Daten beschrieben, die in den Gleichungen (11a) bzw. (11b) dargestellt sind:
und
Die Vorerfassungsfehler können mit einem ausgelesenen und einem phasencodierenden Gradientenimpuls ausgeglichen werden, dessen Fläche -Δk_x,n,pre/(2Πγ) bzw. –Δk_y,n,pre/(2Πγ) entspricht.
Die ausgleichenden Gradientenimpulse können unabhängige Impulse sein oder mit den bestehenden Gradientenimpulsen kombiniert werden, wie z. B. dem phasenverschiebenden ausgelesenen Gradientenimpuls und den nominalen phasencodierenden Gradientenimpulsen.
Die Erfassungsfehler werden als zwei Störungsgradienten auf der ausgelesenen bzw. der phasencodierenden Gradientenachse beschrieben: gx,n,acq(t) = gx,n(t) mit t1 ≤ t < t1+ T, (11c) gy,n,acq(t) = gy,n(t) mit t1 ≤ t < t1 + T. (11d)
Der ausgelesene Gradientenfehler g_x,n,acq(t) kann durch Ändern des nominalen ausgelesenen Gradienten von G_x(t) zu G_x(t) – g_x,n,acq(t) ausgeglichen werden. Der phasencodierende Gradientenfehler g_x,n,acq(t) kann durch Hinzufügen eines g_x,n,acq(t) entsprechenden Aufhebungsgradienten zur phasencodierenden Gradientenachse ausgeglichen werden, der mit dem ausgelesenen Gradienten übereinstimmt. Im Gegensatz zu dem vorangegangenen Verfahren der K-Raum-Korrektur mittels Regridding erzeugt die Ausgleichungsherangehensweise basierend auf Impulssequenzmodifikation K-Raum-Daten, die frei von Vibrationseffekten sind. Deshalb können die erfassten K-Raum-Daten direkt zur Bildrekonstruktion verwendet werden.
Im Entscheidungsschritt 624 ordnet, wenn alle Reihen der K-Raum-Daten für ein gegebenes MR-Bild nicht korrigiert wurden (d. h. n < q), der Entscheidungsschritt 624 die Berechnungen und Korrekturen in Bezug auf die nächsten auszuführenden Vibrationskomponenten (d. h., n = n + 1 in step 628) an. Wenn andernfalls alle Reihen der K-Raum-Daten für ein gegebenes MR-Bild korrigiert wurden (d. h. n = q), dann ordnet der Entscheidungsschritt 624 den Magnetfeldvibrationsquantifizierungs- und -ausgleichungsvorgang an, um dieses MR-Bild abzuschließen. Als nächstes wird in Schritt 622 die Bildrekonstruktion durchgeführt. Die Bildrekonstruktion ist unter Verwendung eines beliebigen gut bekannten Rekonstruktionsverfahrens möglich, wie z. B. einer Fourier-Transformation mit Fermi-Filtern oder einem Homodynrekonstruktionsalgorithmus für Teilecho- oder Teilanzahl an Erregungsdatensätzen (NEX). Der rekonstruierte Bilddatensatz, der nun minimale oder keine durch magnetische Vibration verursachte Bildartefakte enthalten sollte, ist geeignet zur Bildanzeige, Speicherung, Übertragung an eine entfernte Stelle, Film- oder Druckausgabe oder andere Verwendungen und Bearbeitungen zum Beispiel zur Verwendung in der medizinischen Diagnose oder weiteren Verarbeitung.
FGRE-IMPULSSEQUENZ
In einer anderen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird das Magnetfeldvibrationsquantifizierungs- und -ausgleichungsschema auf ein MR-Bild angewendet, das mithilfe der FGRE-Impulssequenz erfasst wurde. Ein Großteil der vorstehenden Beschreibung des Schemas in Bezug auf die SE-Impulssequenz ist auch in Bezug auf die FGRE-Impulssequenz anwendbar. Gleichungen, interessierende Zeitintervalle und/oder andere Parameter, die für die Implementierung der FGRE-Impulssequenz einzigartig sind, werden nachstehend erläutert.
Sobald die FGRE-Impulssequenz ausgewählt wurde, wird der Startschleifenschritt 600 aktiviert, um das Quantifizierungs- und -ausgleichungsschema zu initiieren. Als nächstes wird der Schritt 602 zur Vorbereitung von b(t) als Teil der Konfiguration der FGRE-Impulssequenz durchgeführt. Der Vorbereitungsschritt 602 umfasst die Konfiguration oder Spezifizierung der Frequenzen, Amplituden und Ausgangsphasen von b₀(t), g_x(t), g_y(t) und g_z(t), umfassend b(t)
Mit Bezug auf 6 wird ein vereinfachtes Diagramm der FGRE-Impulssequenz dargestellt. Wie in der Technik gut bekannt ist, umfasst die FGRE-Impulssequenz einen α°-HF-Impuls 400 und ein Datenerfassungsfenster 402 (während dem der ausgelesene Gradient G_x(t) aktiv ist). Der α°-HF-Impuls 400 ist ein HF-Impuls mit einem typischen Bereich von 5 bis 90 Grad und vorzugsweise zwischen 30 bis 60 Grad. Ein Bezugszeitpunkt von t = 0 wird in der Mitte des α°-HF-Impulses 400 des ersten TR eingestellt. Das Datenerfassungsfenster 402, auch als Analog-zu-Digital-Wandler(ADC)-Fenster bezeichnet, wird an der Zeit t = t₁ angestellt, nachdem der α°-HF-Impuls 400 für einen T-Zeitraum aktiv bleibt. Eine Teilechomitte 404, die sich an einer Zeit T = t₁ + d befindet, und eine Gesamtechomitte 406, die sich an einer Zeit t = t₁ + d + Δ befindet, sind in Bezug auf Fenster 402 dargestellt, wobei Δ die Trennung zwischen der Spitze des MR-Echosignals und der Mitte des Fensters 402 ist.
Die FGRE-Impulssequenz soll sowohl den Fall einer Teilechoerfassung als auch den Fall einer Gesamtechoerfassung abdecken. Die Gesamtechoerfassung kann als ein spezieller Fall der Teilechoerfassung betrachtet werden, in der Δ = 0. Die in den Gleichungen (4a)–(4c) bereitgestellten Taktverhältnisse sind für die in 6 dargestellte FGRE-Impulssequenz anwendbar. Die FGRE-Impulssequenz wird konfiguriert, um einen Wiederholungszeitraum oder Zeitraum TR aufzuweisen und insgesamt q mal zu wiederholen (mit einem anderen phasencodierenden Gradienten G_v(t) für jeden nten TR, wobei 1, 2, ..., q), um alle q-Reihen der K-Raum-Daten für ein gewünschtes MR-Bild zu erfassen.
Im Anschluss an den Schritt 602 zur Vorbereitung von b(t) werden die Schritte 604–610 zur Berechnung der Vibrationskomponenten durchgeführt. In dem Schritt 604 zur Berechnung der Vibrationskomponente von b_0,n(t) wird der Phasenfehler ⌀_0,n(t) für den nten TR durch zwei Terme berechnet: (1) der erste Term deckt den Zeitraum von dem nten α°-HF-Impuls bis zum Beginn des nten Datenerfassungsfensters ab (0 ≤ t ≤ t₁) und (2) der zweite Term deckt den Zeitraum während der nten Reihendatenerfassung (t₁< t' < t) (siehe 6) ab. Somit wird der Phasenfehler ⌀_0,n(t) für den nten TR mithilfe der FGRE-Impulssequenz gegeben durch Modifizierung der Gleichung (7b) zu:
wobei γ die gyromagnetische Konstante und b_0,n(t) in Gleichung (7a) gegeben ist.
Es ist zu beachten, dass der Phasenumkehreffekt nicht berücksichtigt werden braucht, da keine refokussierenden HF-Impulse in der FGRE-Impulssequenz verwendet werden.
In dem Schritt 606 zur Berechnung der Vibrationskomponente g_x,n(t) wird der K_x-Raum-Verschiebungsfaktor Δk_x,n(t) für den nten TR mithilfe der FGRE-Impulssequenz mithilfe von Gleichung (12) berechnet, mit der Ausnahme, dass b_0,n(t) in Gleichung (8a) durch g_x,n(t) ersetzt wird zu:
In dem Schritt 608 zur Berechnung der Vibrationskomponente g_y,n(t) wird der K_y-Raum-Verschiebungsfehler Δk_y,n(t) für den nten TR mithilfe der FGRE-Impulssequenz mithilfe von Gleichung (12) berechnet, mit der Ausnahme, dass b_0,n(t) in Gleichung (9a) durch g_y,n(t) ersetzt wurde zu:
In dem Schritt 610 zur Berechnung der Vibrationskomponente g_z(t) ist der Schichtselektionsgradientenfehler Δk_z,n für den nten TR mithilfe der FGRE-Impulssequenz gegeben durch Modifizierung der Gleichung (10), um das Zeitintervall von dem nten α°-HF-Impuls zur Mitte des nten MR-Echosignals abzudecken:
Alternativ kann Gleichung (15) auch ausgedrückt werden als:
wobei g_z,n(t) durch Gleichung (10b) gegeben ist.
Mithilfe der Gleichungen (12)–(15a) zur numerischen oder analytischen Berechnung der Vibrationsfehlerkomponenten können die entsprechenden Ausgleichungsschritte 614–620 durchgeführt werden, um die nte Reihe von K-Raum-Daten zu korrigieren, wie vorstehend erläutert. Zum Beispiel würde in dem Ausgleichungsschritt 614 der Korrekturimpuls oder die Wellenform eine Fläche unter dem Impuls von –Δk_z,n/2Πγ aufweisen. Darüber hinaus kann der Korrekturimpuls oder die Wellenform der Echogradientenimpuls oder der zusätzliche Brechungs- oder Schichtenrefokusgradientenimpuls sein, wie in 5(a)–5(b) dargestellt. Der Korrekturimpuls könnte nach dem α°-HF-Impuls, aber vor dem Start des nten Echos an einer beliebigen Stelle hinzugefügt werden. Da allerdings keine Refokus-HF-Impulse verwendet werden, besteht kein Bedarf dafür, die Polarität des Korrekturimpulses zu negieren, um den Phasenumkehreffekt zu verschieben.
Der Vorgang würde für den nächsten TR-Zeitraum solange wiederholt, bis alle q-Reihen der K-Raum-Daten im Hinblick auf das unerwünschte Vorhandensein magnetischer Vibration korri giert wurden. Mit den korrigierten K-Raum-Daten wird dann im Rekonstruktionsschritt 622 ein MR-Bild rekonstruiert.
FSE-IMPULSSEQUENZ
In einer noch anderen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird das Magnetfeldvibrationsquantifizierungs- und -ausgleichungsschema auf ein MR-Bild angewendet, das mithilfe der FSE-Impulssequenz erfasst wurde. Erneut ist die vorangegangene Beschreibung, die in Bezug auf die SE-Impulssequenz bereitgestellt wurde, auf diese Impulssequenz anwendbar, wobei nachstehend Abweichungen in Gleichungen und anderen Parametern erläutert werden.
Mit Bezug auf 7 wird ein vereinfachtes Diagramm der FSE-Impulssequenz dargestellt. Die FSE-Impulssequenz umfasst einen 90°-HF-Impuls 500, einen ersten 180°-HF-Impuls 502, ein erstes Datenerfassungsfenster 504, einen zweiten 180°-HF-Impuls 506, ein zweites Datenerfassungsfenster 508, einen dritten 180°-HF-Impuls 510 und ein drittes Datenerfassungsfenster 512. Ein Bezugszeitpunkt t = 0 wird in der Mitte des 90°-HF-Impulses 500 eines ersten TR (oder Shots) der Datenerfassung eingestellt. Der erste 180°-HF-Impuls 502 folgt dem 90°-HF-Impuls 500 nach einem Zeitintervall τ. Das erste Datenerfassungsfenster 504 folgt dem ersten 180°-HF-Impuls 502 und wird bei einer Zeit t = t₁ eingestellt. Nachdem das erste Datenerfassungsfenster 504 ausgestellt ist und sich in einem Echoabstand (esp) zu dem ersten 180°-HF-Impuls 502 befindet, wird der zweite 180°-HF-Impuls ausgeführt. Gleichermaßen wird der dritte 180°-HF-Impuls 510 nach einem Zeitintervall esp von dem zweiten 180°-HF-Impuls 506 ausgeführt; und nach dem zweiten und dritten 180°-HF-Impuls 506, 510 werden das zweite und dritte Datenerfassungsfenster 508, 512 ausgeführt zu den Zei ten t = t₂ bzw. t = t₃. Jedes der Fenster 504, 508, 512 wird für einen Zeitraum T eingestellt.
Auf diese Weise wird, wie in der Technik gut bekannt ist, jede FSE-Impulssequenz einen 90°-HF-Impuls umfassen, gefolgt von einer Gesamtsumme von j-180°-HF-Impulsen, wobei auf jeden 180°-HF-Impuls ein entsprechendes Datenerfassungsfenster folgt. In jedem Datenerfassungsfenster wird ein Echo oder eine Reihe K-Raum-Daten erhalten. Eine Gesamtsumme von j solcher FSE-Impulssequenzen (auch als j-Shots bezeichnet) wird ausgeführt, um eine Gesamtsumme von q-Reihen an unbearbeiteten K-Raum-Daten zu erhalten. Mit anderen Worten muss für ein zu erfassendes MR-Bild die FSE-Impulssequenz i-Male oder i-Shots ausgeführt werden, wobei jeder ate Shot j-Echos und entsprechende j-Reihen an K-Raum-Datenerfassung induziert. Die Anzahl der Echos pro Shot, j, kann von 2 bis 128 reichen und j liegt vorzugsweise im Bereich von 8 bis 16. Somit kann eine Gesamtsumme von q = i·j Reihen an Daten erfasst werden.
Da die FSE-Impulssequenzen viel komplizierter sind als die SE- oder FGRE-Impulssequenzen sind auch ihre Vibrationsfehlerkomponenten viel komplexer. Unter anderem müssen die von den 180°-HF-Impulsen (d. h. Refokusimpulsfolgen) verursachten mehreren Phasenumkehreffekte und die von nicht idealen Refokusimpulsfolgen verursachten stimulierten Echos berücksichtigt werden. Zur Vereinfachung der Berechnungen wird angenommen, dass die stimulierten Echowege mithilfe von nicht konstanten Brechergradientenwellenformen, wie in "High-field MR Microscopy Using Fast Spin Echoes," (Hochfeld-MR-Mikroskope unter Verwendung schneller Spin-Echos) von X. Zhou et al., Magnetic Resonance in Medicine (Magnetresonanz in der Medizin), 30: 60–67 (1993) aus der Phase gebracht werden können und daher vernachlässigbar sind. In Wirklichkeit werden die stimulierten Echo wege in FSE-Impulssequenzen nicht so leicht ignoriert; jedoch erlauben solche Annahmen angemessene Annäherungen, wenn die Hauptechos die Signale dominieren. Unter diesen Bedingungen können Bildartefakte, wenn nicht eliminiert, zumindest reduziert werden.
Für den Berechnungsschritt 604 kann b₀(t) noch angenehmer mit Bezug auf den aten Shot ausgedrückt werden, basierend auf einer ähnlichen Ableitung der Gleichungen (6a)–(7a):
wobei ζ_m,a = 2Π(a – 1)f_mQ + ζ_m,1 die TR-Zeit der FSE-Impulssequenz ist, und a = 1, 2,..., i Shots. Betrachten wir nun b_0,a(t) in Bezug auf das erste Echo (c = 1, wobei c = 1, 2, ..., j Echos) des aten Shots. Analog zu der Vibrationsfehlerkomponente b_0,n(t) für die SE-Impulssequenz ist die Vibrationskomponente ⌀_1,a(t) von b_0,a(t) für das erste Echo des aten Shots:
t₁ = esp – T/2. Für das zweite Echo (c = 2) des aten Shots ist die Vibrationskomponente ⌀_2,a(t) von b_0,a(t):
wobei
t2 = 2esp – T/2.
Somit ist ein allgemeiner Ausdruck der Vibrationskomponente ⌀_c,a(t) von b_0,a(t) für jedes cte Echo in dem aten Shot gegeben durch:
wobei
(die akkumulierte Phase bis zum cten 180°-HF-Impuls im aten Shot),
(die Phase bei c = 1 180°-HF-Impuls) und
(für h ≥ 2) (die Phase von (h – 1)ten zu den hten 180°-HF-Impulsen),
(die Phase von dem cten 180°-HF-Impuls zum Beginn des cten Datenerfassungsfensters), tc = 2c·τ – T/2(die Startdatenerfassungszeit des cten Echos in dem aten Shot) und mod(h, 2) den Rest von h/2 beschreibt. Somit wird jedes cte Echo in dem aten Shot (oder mit anderen Worten jede Reihe an erfassten K-Raum-Daten, wobei n = c + j(a – 1)), einen Vibrationsfehler ⌀_c,a(t) aufweisen, der damit verbunden ist. Jeder Vibrationsfehler ⌀_c,a(t) wird mit seiner entsprechenden nten K-Raumreihe verbunden, gemäß den FSE-Sichtbestelltabellen. Die FSE-Sichtbestelltabelle bezieht jedes Echo auf eine nte K-Raum-Reihe, so dass die Vielzahl an in allen Shots ausgegebenen Echos richtig identifiziert und indexiert wird.
In dem Berechnungsschritt 606 wird der K_x-Raum-Verschiebungsfehler Δk_x,c,a(t) von g_x,a(t) für das cte Echo in dem aten Shot (mit anderen Worten die nte Reihe an K-Raum-Daten) mithilfe der FSE-Impulssequenz berechnet, mittels einer Gleichung ähnlich der Gleichung (18), allerdings wird b_0,a(t) durch g_x,a(t) ersetzt. Gleichermaßen wird in dem Berechnungsschritt 608 der K_y-Raum-Verschiebungsfehler Δk_y,c,a (t) von g_y,a(t) für das cte Echo in dem aten Shot (mit anderen Worten die nte Reihe an K-Raum-Daten) berechnet mittels einer Gleichung ähnlich der Gleichung (18), allerdings wird b_0,a(t) durch g_y,a(t) ersetzt.
In dem Berechnungsschritt 610 wird der Schichtselektionsgradientenfehler Δk_z,c,a(t) von g_z(t) für das cte Echo in dem aten Shot (die nte Reihe an K-Raum-Daten) berechnet aus dem aten 90°-HF-Impuls zur Mitte des cten Echos. Der Schichtselektionsgradientenfehler Δk_z,c,a kann mithilfe der Gleichung (19) berechnet werden:
Wie bei dem Phasenfehler ⌀_c,a(t) wird jeder der gradienteninduzierten Fehler auch mit seiner entsprechenden nten K-Raum-Reihe korreliert, gemäß den FSE-Sichtbestelltabellen.
Sobald alle Vibrationsfehlerkomponenten oder K-Raum-Phasenfehler bekannt sind, wird in Schritt 612 die Erfassung der nten Reihe an K-Raum-Daten oder noch bevorzugter von allen j-Echos in dem aten Shot initiiert. Als nächstes werden die Ausgleichungsschritte 614–620 durchgeführt, um die Phasenfeh ler in dem cten Echo des aten Shots zu korrigieren. Zum Beispiel würde in dem Ausgleichungsschritt 614 der Korrekturimpuls oder die Wellenform eine Fläche unter dem Impuls von – Δk_z,c,a/2Πγ, aufweisen.
Wie in 8 dargestellt, kann der Korrekturimpuls, der dem Schichtselektionsgradienten hinzugefügt oder mit ihm kombiniert wird, (a) ein Echogradientenimpuls g_z,comp,c,a mit einer Fläche unter dem Impuls von –Δk_z,c,a/(2Πγ) oder (b) ein zusätzlicher Brechungs- oder Schichtrefokusgradientenimpuls g'_z,comp,c,a ebenfalls mit einer Fläche unter dem Impuls von – Δk_z,c,a/(2Πγ) sein. Vorzugsweise werden j-Echogradientenimpulse wie z. B. Echogradientenimpulse 710, 712, 714, etc. mit Flächen unter den Impulsen von –Δk_z,1,a/(2Πγ), –Δk_z,2,a/(2Πγ), –Δk_z,3,a/(2Πγ) etc. jeweils auf den Schichtselektionsgradienten angewendet (siehe 8(a)). Die Echogradientenimpulse können positive oder negative Impulse sein. Alternativ können die j-Ausgleichungsgradientenimpulse mit dem bestehenden Brechungs- oder Schichtrefokusgradientenimpulsen 716, 718, 720 etc. kombiniert werden, die jeweils zusätzliche Flächen von – –Δk_z,1,a/(2Πγ), –Δk_z,2,a/(2Πγ), –Δk_z,3,a/(2Πγ) etc. aufweisen (siehe 8(b)). Jeder zusätzliche Gradient wird so angewendet, dass er nach seinem entsprechenden Refokus-HF-Impuls auftritt. Die Ausgleichung der anderen Fehler ⌀_c,a(t), Δk_x,c,a(t) und Δk_y,c,a(t) kann durch Einstellen der Empfangsphase und K-Raum-Regridding durchgeführt werden, wie für die SE-Impulssequenz erläutert.
Der in 3 dargestellte Vorgang wird i Male wiederholt, um jedes Echo in jedem Shot zu berechnen und auszugleichen. Nachdem die Ausgleichungsschritte 614–620 abgeschlossen sind, erfolgt der Bildrekonstruktionsschritt 222 unter Verwendung gutbekannter Rekonstruktionsverfahren. Auf diese Weise können die durch unerwünschte magnetische Vibrationen oder Magnetfeldvibrationen verursachten Bildartefakte in dem erfassten MR-Bild mithilfe der FSE-Impulssequenz eliminiert oder reduziert werden.
Obwohl die in den FIGs dargestellten und vorstehend beschriebenen Ausführungsformen der Erfindung derzeit bevorzugt werden, sollte verstanden werden, dass diese Ausführungsformen lediglich als Beispiel angeführt sind. Zum Beispiel wird in Erwägung gezogen, dass mehr oder weniger als vier Vibrationskomponenten (ein b₀-Feld und drei lineare Gradientenfelder) in einer gegebenen Reihe an K-Raum-Daten berechnet und ausgeglichen werden. In einem anderen Beispiel können die durch magnetische Vibration verursachten Bildartefakte auch in dreidimensionalen MR-Bildern korrigiert werden. Bei den dreidimensionalen Bildern können der Schritt 610 zur Berechnung der Vibrationskomponente g_z(t) und der Ausgleichungsschritt 614 ersetzt werden durch Schritte, die den Schritten 608 und 620 zur Berechnung und zum Ausgleichen der Vibrationskomponente g_y(t) ähneln. In einem noch anderen Beispiel kann jede der Vibrationsfehlerkomponenten für alle q-Reihen der K-Raum-Daten in einer Speichereinrichtung gespeichert werden, so dass die Ausgleichungsschritte 616–620 nicht für jede nte Reihe an K-Raum-Daten durchgeführt werden müssen, wenn sie erfasst wurde. Stattdessen kann die Ausgleichung stattfinden, nachdem alle Reihen an K-Raum-Daten erfasst wurden. Es wird ebenfalls in Erwägung gezogen, dass MR-Bilder, die mithilfe anderer Impulssequenzarten erfasst wurden, wie z. B. einer Echoplanarbild(EPI)-Impulssequenz, von der vorliegenden Erfindung profitieren.

Claims

Verfahren zur Reduktion von Bildartefakten, welche durch die magnetische Vibration in einem Magnetresonanz(MR)-Bildgebungssystem verursacht werden, wobei das Verfahren umfasst: (i) Quantifizierung des Einflusses der magnetischen Vibration auf die MR-Daten, welche bei einem Objekt während der Anwendung einer MR-Impulssequenz erfasst werden sollen, wobei Gradientenmagnetfelder in die x-, y- und z-Richtung angewendet werden, um beim Vorhandensein eines räumlich unveränderlichen Hauptmagnetfeldes MR-Signale zu lokalisieren, wobei die Quantifizierung aus der Beschreibung eines Störmagnetfeldes besteht, welchem das Objekt ausgesetzt ist, wobei das Störmagnetfeld von der magnetischen Vibration verursacht wird, und zwar durch die Summierung seiner verschiedenen räumlichen Komponenten in der Form von b(t) = b₀(t) + g_x(t)x + g_y(t)y + g_z(t)z, wobei b₀(t) ein räumlich unveränderliches Hauptmagnetfeld und g_x(t), g_y(t), g_z(t) jeweils lineare räumliche Gradientenmagnetfelder in x-, y- und z-Richtung darstellen; wobei jede der vier Magnetfeld-Komponenten aus der zuvor aufgeführten Gleichung als Überlagerung von Vibrationsmodi ausgedrückt wird, wobei jeder Modus eine dazugehörige Frequenz, einen Eingangsphase, eine Amplitude und eine Dämpfungszeit-Konstante aufweist; (ii) Berechnung jeweils eines entsprechenden Phasenfehlers und eines K-Raum-Verschiebungsfehlers für jedes während der Anwendung der MR-Impulssequenz erfasste Echosignal, die von jeder der Komponenten des definierten Magnetfeldes b(t) induziert werden, wobei die Überlagerung, wie sie unter Punkt (i) definiert worden ist, verwendet wird, und zwar unter der Annahme, dass die Echosignale aufgrund der während der Datenerfassung auftretenden magnetischen Vibration verzerrt werden und dass das Störmagnetfeld gemäß dieser Überlagerung beschrieben werden kann; und (iii) Ausgleichung der Fehler, – entweder retrospektiv durch die Durchführung einer Korrektur für jeden K-Raum-Datenpunkt nach der Erfassung, oder – im Verlauf der Datenerfassung, indem geeignete Fehlerausgleichs-Gradientenmagnetfeldimpulse angewendet werden, um die K-Raum-Verschiebungsfehler auszugleichen, die von den vibrierenden Gradientenmagnetfeldern induziert werden, und indem das räumlich unveränderliche Magnetfeld bzw. eine Empfangsphase oder Frequenz jeweils so angepasst wird, dass eine Ausgleichung der Phasenfehler erfolgt, welche durch das vibrierende Hauptmagnetfeld induziert werden.
Kontrollsystem zur Reduktion von Bildartefakten, welche durch die magnetische Vibration in einem Magnetresonanz-Bildgebungssystem verursacht werden, wobei das System für folgendes eingerichtet ist: (i) die Quantifizierung des Einflusses der magnetischen Vibration auf die MR-Daten, welche bei einem Objekt während der Anwendung einer MR-Impulssequenz erfasst werden sollen, wobei Gradientenmagnetfelder in die x-, y- und z-Richtung angewendet werden, um beim Vorhandensein eines räumlich unveränderlichen Hauptmagnetfeldes MR-Signale zu lokalisieren, wobei die Quantifizierung aus der Beschreibung eines Störmagnetfeldes besteht, welchem das Objekt ausgesetzt ist, wobei das Störmagnetfeld von der magnetischen Vibration verursacht wird, und zwar durch die Summierung seiner verschiedenen räumlichen Komponenten in der Form von b(t) = b₀(t) + g_x(t)x + g_y(t)y + g_z(t)z, wobei b₀(t) ein räumlich unveränderliches Hauptmagnetfeld und g_x(t), g_y(t), g_z(t) jeweils lineare räumliche Gradientenmagnetfelder in x-, y- und z-Richtung darstellen; wobei jede der vier Magnetfeld-Komponenten aus der zuvor aufgeführten Gleichung als Überlagerung von Vibrationsmodi ausgedrückt wird, wobei jeder Modus eine dazugehörige Frequenz, einen Eingangsphase, eine Amplitude und eine Dämpfungszeit-Konstante aufweist; (ii) die Berechnung jeweils eines entsprechenden Phasenfehlers und eines K-Raum-Verschiebungsfehlers für jedes während der Anwendung der MR-Impulssequenz erfasste Echosignal, die von jeder der Komponenten des definierten Magnetfeldes b(t) induziert werden, wobei die Überlagerung, wie sie unter Punkt (i) definiert worden ist, verwendet wird, und zwar unter der Annahme, dass die Echosignale aufgrund der während der Datenerfassung auftretenden magnetischen Vibration verzerrt werden und dass das Störmagnetfeld gemäß dieser Überlagerung beschrieben werden kann; und (iii) die Ausgleichung der Fehler, – entweder retrospektiv durch die Durchführung einer Korrektur für jeden K-Raum-Datenpunkt nach der Erfassung, oder – im Verlauf der Datenerfassung, indem geeignete Fehlerausgleichs-Gradientenmagnetfeldimpulse angewendet werden, um die K-Raum-Verschiebungsfehler auszugleichen, die von den vibrierenden Gradientenmagnetfeldern induziert werden, und indem das räumlich unveränderliche Magnetfeld bzw. eine Empfangsphase oder Frequenz jeweils so angepasst wird, dass eine Ausgleichung der Phasenfehler erfolgt, welche durch das vibrierende Hauptmagnetfeld induziert werden.
Magnetresonanz-Bildgebungssystem, welches das System gemäß Anspruch 2 umfasst.