DE602004010686T2

DE602004010686T2 - Verfahren zur Überwachung eines Magnetfelddriftens einer Magnetresonanzbildgebungsvorrichtung

Info

Publication number: DE602004010686T2
Application number: DE602004010686T
Authority: DE
Inventors: Paul R. Harvey
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2003-09-16
Filing date: 2004-08-27
Publication date: 2009-01-02
Anticipated expiration: 2024-08-28
Also published as: WO2005026764A1; DE602004010686D1; EP1664821A1; US7274190B2; ATE381027T1; US20070024282A1; EP1664821B1; JP2007505671A

Description

ANWENDUNGSGEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der Magnetresonanzbildgebung (MRI) und insbesondere ohne Einschränkung auf die Kompensation der Magnetfelddrift.
HINTERGRUND UND STAND DER TECHNIK
Magnetresonanzbildgebungsgeräte nach dem Stand der Technik erzeugen ein gleichmäßiges Magnetfeld, das auch als das Hauptfeld oder das polarisierende Feld B₀ bezeichnet wird. Zweck des Magnetfelds ist es, dass die individuellen Magnetmomente der Spins in dem zu visualisierenden Gewebe versuchen, sich auf dieses polarisierende Feld auszurichten, jedoch in zufälliger Reihenfolge mit einer charakteristischen Larmorfrequenz um dieses präzedieren, was durch die gyromagnetische Konstante des Spins und des polarisierenden Magnetfelds B₀ bestimmt wird.
Während des Betriebs eines Magnetresonanzgeräts kann sich das Magnetfeld im Laufe der Zeit aus verschiedenen Gründen verändern. Wenn das Magnetresonanzgerät zum Beispiel stark beansprucht wird, heizen sich die eisernen passiven Shimstücke der das Magnetfeld erzeugenden Spulen auf, so dass es zu einer Schwankung des Magnetfelds kommt.
In der US-amerikanischen Patentschrift Nr. 6.294.913 B1 wird ein Verfahren zur Kompensation von Schwankungen im polarisierenden Magnetfeld während der Resonanzbildgebung beschrieben. Während eines Scanvorgangs mit dem MRI-System werden auf verschachtelte Weise Überwachungssignale erfasst. Mit Hilfe der Überwachungssignale werden die durch die Schwankungen im polarisierenden Magnetfeld B₀ verursachten Frequenzänderungen gemessen, und diese gemessenen Frequenzänderungen werden verwendet, um während des Scanvorgangs erfasste Bilddaten zu kompensieren. Diese Kompensation wird erreicht, indem die Frequenz von HF-Sender und Empfänger so verändert wird, dass die Auswirkungen der Änderungen in B₀ aufgehoben werden. Ein Nachteil dieses Kompensationsverfahrens besteht darin, dass spezielle Überwachungssignale für die Kom pensation erforderlich sind.
Die vorliegende Erfindung hat daher zur Aufgabe, ein verbessertes Verfahren zur Überwachung und Kompensation eines Magnetfelddriftens zu schaffen.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung schafft ein Verfahren zum Überwachen einer Magnetfelddrift eines Magnetresonanzbildgebungsgeräts, das keine speziellen Überwachungssignale oder Überwachungssensoren erfordert. Stattdessen kann das Verfahren der Erfindung auf der Basis der Magnetresonanzsignale durchgeführt werden, die während der Erfassung der Magnetresonanzbilddaten erfasst werden, zum Beispiel durch Single-Shot-EPI oder eine Gradientenechosequenz.
Im Wesentlichen werden die Phasen von mindestens zwei Magnetresonanzsignalen eine Echozeit nach den entsprechenden HF-Anregungen erfasst. Dies entspricht der mittleren k-Raum-Linie, die eine Frequenzcodierung, aber keine Phasencodierung hat. Dieser mittlere k-Raum wird normalerweise als k_y = 0 bezeichnet. Die Differenz von zwei aufeinander folgenden Phasenmessungen, die in einem bestimmten Zeitintervall erfasst werden, liefert die Verschiebung der Resonanzfrequenz. Dadurch werden eine Überwachung der Resonanzfrequenzverschiebung und die Kompensation der Magnetfelddrift möglich.
Gemäß einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden die Magnetresonanzdaten mit Hilfe eines Single-Shot-EPI-Verfahrens erfasst. Single-Shot-EPI bietet den Vorteil, dass jede Datenerfassung die Linie k_y = 0 enthält, so dass man für jede Datenerfassung die erforderlichen Phaseninformationen erlangen kann.
Gemäß einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden die Magnetresonanzbilddaten mit Hilfe einer Gradientenechosequenz erfasst. Während einer derartigen Gradientenechosequenz wird der k-Raum entlang einer willkürlichen Trajektorie abgetastet, die typischerweise auch die k-Raum-Linie k_y = 0 enthält. Eine vollständige Gradientenechosequenz hat beispielsweise 256 Datenerfassungen, von denen eine k_y = 0 darstellt. Die Datenerfassung für k_y = 0 macht es möglich, einmal für jede komplette Gradientenechosequenz die erforderlichen Phaseninformationen zu erlangen.
Gemäß einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden während einer Gradientenechosequenz zusätzliche Scans entlang k_y = 0 durchgeführt, um während der kompletten Sequenz mehrere Phasen zu erlangen. Dadurch wird es möglich, eine Magnetfelddrift zu überwachen, die während einer einzelnen Gradientenechosequenz auftritt.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Im Folgenden werden bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung ausführlich unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beschrieben. Es zeigen:
1 ein Blockschaltbild eines Magnetresonanzgeräts mit Kompensation der Magnetfelddrift;
2 die Phasenbestimmung für eine Single-Shot-EPI;
3 einen Ablaufplan zur Überwachung und Kompensation der Magnetfelddrift im Fall der Single-Shot-EPI; und
4 einen Ablaufplan für die Magnetfeldüberwachung und -kompensation, wenn eine Gradientenechosequenz verwendet wird.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG
1 zeigt eine Magnetresonanzvorrichtung 1, die ein erstes Magnetsystem 2 zum Erzeugen eines stationären Magnetfelds und auch mehrere Gradientenspulen 3 zum Erzeugen weiterer Magnetfelder mit einem Gradienten in den Richtungen X, Y und Z umfasst. Die Z-Richtung des abgebildeten Koordinatensystems entspricht konventionsgemäß der Richtung des stationären Magnetfelds in dem Magnetsystem 2. Das zu verwendende Messkoordinatensystem x, y, z kann unabhängig von dem in 1 dargestellten XYZ-System gewählt werden. Die Gradientenspulen werden durch eine Stromversorgungseinheit 4 versorgt. Eine HF-Sendespule 5 dient zum Erzeugen von HF-Magnetanregungsimpulsen und ist mit einem HF-Sender und Modulator 6 verbunden.
Es wird eine Empfangsspule verwendet, um das durch das HF-Feld in dem zu untersuchenden Objekt 7, zum Beispiel einem menschlichen oder tierischen Körper, erzeugte Magnetresonanzsignal zu empfangen. Diese Spule kann die gleiche Spule sein wie die HF-Sendespule 5. Außerdem umschließt das Magnetsystem 2 einen Untersuchungsraum, der groß genug ist, um einen zu untersuchenden Teil des Körpers 7 aufzunehmen. Die HF-Spule 5 ist um das zu untersuchende Teil des Körpers 7 in diesem Untersuchungsraum herum oder auf diesem Teil angeordnet. Die HF-Sendespule 5 ist über eine Sende-/Empfangsschaltung 9 mit einer Signalverstärker- und Demodulationseinheit 10 verbunden.
Die Steuereinheit 11 steuert den HF-Empfänger und Modulator 6 und die Stromversorgungseinheit 4 so, dass spezielle Impulssequenzen erzeugt werden, die HF-Impulse und Gradienten enthalten. Die von der Demodulationseinheit 10 erhaltenen Phasen- und Amplitudenwerte werden einer Verarbeitungseinheit 12 zugeführt. Die Verarbeitungseinheit 12 verarbeitet die vorgelegten Signalwerte (auch als k-Raum bezeichnet), um durch Transformation ein Bild zu erstellen. Dieses Bild kann zum Beispiel mit Hilfe eines Monitors 13 visualisiert werden.
Auf der Basis der von der Demodulationseinheit erhaltenen Phaseninformationen ermittelt die Verarbeitungseinheit 12 eine Verschiebung Δf der Resonanzfrequenz und leitet den Verschiebungswert Δf zur Kompensation der Verschiebung an die Steuereinheit 11 weiter.
Die Erfassung der erforderlichen Phaseninformationen wird im Folgenden genauer erläutert, wobei Bezug auf 2 genommen wird. Zunächst wird ein HF-Magnetanregungsimpuls 200 durch die Sendespule erzeugt (vgl. Sendespule 5 aus 1). Weiterhin werden ein Schichtauswahlgradient G_z Impuls 202, ein bipolar geschalteter Gradient 204 und ein Phasencodiergradient 206 zugeführt. Die Zuführung dieser Gradienten 202, 204 und 206 bei einer Single-Shot-EPI-Magnetresonanzdatenerfassung ist an sich aus der Technik bekannt.
Die Single-Shot-EPI liefert das Messsignal 208. Der Peak des Messsignals 208 tritt bei der Echozeit TE nach dem HF-Magnetanregungsimpuls 200 auf. Die Phase des Messsignals 208 zum Zeitpunkt TE in Bezug auf den HF-Magnetanregungsimpuls 200 wird ermittelt, um ein Driften des Magnetfelds und ein entsprechendes Driften der Resonanzfrequenz zu überwachen. Um das Driften der Resonanzfrequenz, falls vorhanden, zu ermitteln, wird die Phase des Messsignals 208 erneut bei einer nachfolgenden Single-Shot-EPI bestimmt. Anhand der Phasendifferenz zwischen den Single-Shot-EPIs kann dann die Verschiebung der Resonanzfrequenz berechnet werden. Dies wird unter Bezugnahme auf 3 ausführlicher erläutert.
Die Phaseninformation zum Zeitpunkt TE lässt sich im Zeitbereich oder im Frequenzbereich aus dem Messsignal 208 gewinnen, das dann einer Fourier-Transformation unterzogen wird. Die benötigte Phaseninformation entspricht einer Mittellinie des k-Raums, die normalerweise als k_y = 0 bezeichnet wird, d. h. einem Scan mit Frequenzcodierung, aber ohne Phasencodierung. Die Tatsache, dass keine Phasencodierung vorhanden ist, macht es möglich, das Driften der aus dem Messsignal 208 gewonnenen Phaseninformation für die Bestimmung der Resonanzfrequenzverschiebung zu verwenden.
3 zeigt einen Ablaufplan für die Überwachung und Kompensation einer Magnetfelddrift im Fall von Single-Shot-EPI. In Schritt 300 wird der Index d auf Null gesetzt. Die Verschiebung der Resonanzfrequenz Δf wird ebenfalls in Schritt 300 auf Null gesetzt.
In Schritt 302 wird die erste Single-Shot-EPI durchgeführt und die Messung der Phase ϕ_a(d) wird durchgeführt, wie unter Bezugnahme auf 2 beschrieben.
Nach einem Zeitintervall TE im Anschluss an die erste Single-Shot-EPI in Schritt 302 wird die zweite Single-Shot-EPI in Schritt 304 durchgeführt. Wieder wird die Phase ϕ_a gemessen.
In Schritt 306 wird eine Verschiebung Δf der Resonanzfrequenz berechnet, indem die Differenz zwischen den Phasen ϕ_a berechnet wird, die in den Schritten 302 und 304 erfasst wurden, und indem die Differenz durch 2π mal dem Zeitintervall zwischen aufeinanderfolgenden Single-Shot-EPIs geteilt wird. In diesem Fall ist dieses Zeitintervall die Echozeit TE.
In Schritt 308 wird der Absolutwert der Verschiebung Δf mit einem Schwellenwert verglichen. Wenn der Schwellenwert überschritten wird, erfolgt in Schritt 310 eine Driftkompensation. Vorzugsweise geschieht dies, indem die Frequenz der HF-Magnetanregungsimpulse auf die verschobene Resonanzfrequenz eingestellt wird.
Wenn die Verschiebung Δf den Schwellenwert nicht überschreitet, ist keine Driftkompensation erforderlich. In Schritt 312 wird der Index d inkrementiert und die Steuerung kehrt für eine kontinuierliche Überwachung der Verschiebung Δf zu Schritt 304 zurück.
4 zeigt eine alternative Ausführungsform, bei der anstelle der Single-Shot-EPI eine Gradientenechosequenz verwendet wird. Schritt 400 entspricht Schritt 300 aus 3. In Schritt 402 wird mit der Magnetresonanzdatenerfassung begonnen, indem die Abtastung des k-Raums entlang einer gegebenen Trajektorie gestartet wird. Die Trajektorie kann die Mittellinie des k-Raums, die k_y = 0 ist, abdecken oder nicht.
In Schritt 404 wird die Abtastung des k-Raums entlang der Trajektorie unterbrochen, um eine Datenerfassung für die zentrale k-Raum-Linie mit Frequenzcodierung, aber ohne Phasencodierung durchzuführen, d. h. k_y = 0. Auf diese Weise werden die Phaseninformationen ϕ_a gewonnen.
In Schritt 406 wird die Abtastung entlang der k-Raum-Trajektorie fortgesetzt. Nach einem bestimmten Zeitintervall wird die Abtastung der k-Raum-Trajektorie erneut unterbrochen, um eine weitere Datenerfassung für k_y = 0 durchzuführen und weitere Phaseninformationen ϕ_a zu erlangen.
In Schritt 410 wird die Verschiebung der Resonanzfrequenz berechnet, indem die Differenz zwischen den in den Schritten 404 und 408 bestimmten Phasen berechnet wird und indem die Differenz durch 2π TE geteilt wird.
In Schritt 412 wird der Absolutwert der Frequenzverschiebung Δf mit einem Schwellenwert verglichen. Wenn der Schwellenwert überschritten wird, erfolgt in Schritt 414 eine Driftkompensation. In Schritt 416 wird der Index d inkrementiert und die Steuerung kehrt zu Schritt 406 zurück, um die Abtastung entlang der k-Raum-Trajektorie fortzusetzen. Diese Prozedur wird während der gesamten Gradientenechosequenz fortgesetzt, um die Verschiebung der Resonanzfrequenz kontinuierlich zu überwachen und bei Bedarf die Drift des Magnetfelds zu kompensieren.
Die HF-Impulse dieser modifizierten Gradientenecho-MRI-Sequenz werden bei einer einzelnen Frequenz (für eine einzelne Schicht) zugeführt; die bei dem Echo gemessene Phase (ohne Codiergradienten) spiegelt nur die zwischen dem HF-Impuls und dem Zeitpunkt TE akkumulierte Phasendifferenz in dem Fall wider, dass die NMR-Resonanzfrequenz (aufgrund von B₀) nicht gleich der Anregungsfrequenz ist (mit Ausnahme von Suszeptibilität und Auswirkungen der chemischen Verschiebung). Wenn das Magnetfeld B₀ so beschaffen ist, dass die NMR-Resonanzfrequenz der Anregungsfrequenz des HF-Impulses entspricht, wird der zwischen dem HF-Impuls und TE akkumulierte Phasenfehler Null sein oder von TR bis TR konstant sein.
Wenn B₀ so beschaffen ist, dass es einer anderen Resonanzfrequenz entspricht als derjenigen, die der HF-Impuls anregt, wird der zwischen dem HF-Impuls und TE akkumulierte Phasenfehler ein endlicher Wert sein (proportional zu der Differenz und TE). Bei dem Peak jedes HF-Impulses ist die gesamte Magnetisierung in Phase, unabhängig von B₀. Erst danach hat B₀ eine Auswirkung auf die Magnetisierung.
Jeder HF-Impuls verhält sich also wie eine Phasenrücksetzung (insoweit es um den Vorgang der f0-Messung geht). Der relative Phasenfehler (relativ zu Null beim HF-Impulspeak) zum Zeitpunkt TE steigt an, wenn sich B₀ weiter von der HF-Anregungsfrequenz entfernt. Andere Mechanismen (chemische Verschiebung, Suszeptibilität) können zu dem bei TE gemessenen Phasenfehler beitragen. Davon ausgehend, dass diese anderen zu dem Phasenfehler beitragenden Faktoren von TR zu TR konstant sind, kann die Veränderung in B₀ ermittelt werden, indem man die Differenz der Phasenfehler zwischen den von zwei verschiedenen TRs erfassten Daten berechnet.

3

302: Single-Shot-EPI #d Messung von ϕ_a(d)
304: Single-Shot-EPI #d+1 Messung von ϕ_a(d+1)
308: |Δf| > Schwellenwert?
yes: Ja
no: Nein
310: Driftkompensation

4

402: Beginn der Datenerfassung entlang der k-Raum-Trajektorie
404: Datenerfassung für k_y = 0 zum Erhalten von ϕ_a(d)
406: Fortsetzen der Datenerfassung entlang der k-Raum-Trajektorie
408: Datenerfassung für k_y = 0 zum Erhalten von ϕ_a(d+1)
412: |Δf| > Schwellenwert?
yes: Ja
no: Nein
414: Driftkompensation

Claims

Verfahren zum Überwachen einer Magnetfelddrift eines Magnetresonanzbildgebungsgeräts, wobei das Verfahren die folgenden Schritte umfasst: – Durchführen einer ersten Bilddatenerfassung von einem ersten Magnetresonanzsignal, das durch eine erste Anregung hervorgerufen wird; – Ermitteln einer ersten Phase des ersten Magnetresonanzsignals eine Echozeit nach der ersten Anregung; – Durchführen einer zweiten Bilddatenerfassung von einem zweiten Magnetresonanzsignal ein Zeitintervall nach der ersten Datenerfassung, wobei das zweite Magnetresonanzsignal durch eine zweite Anregung hervorgerufen wird; – Ermitteln einer zweiten Phase des zweiten Magnetresonanzsignals eine Echozeit nach der zweiten Anregung; – Ermitteln einer Verschiebung der Resonanzfrequenz basierend auf der Differenz zwischen der ersten und der zweiten Phase.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die erste und die zweite Datenerfassung mit Hilfe eines Single-Shot-EPI-Verfahrens durchgeführt werden.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die erste und die zweite Datenerfassung mit Hilfe eines Gradientenechosequenz-Verfahrens durchgeführt werden.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei der k-Raum abgetastet wird und zweite Datenerfassungen zum Ermitteln zweiter Phasen intermittierend durchgeführt werden, um die Verschiebung der Resonanzfrequenz kontinuierlich zu überwachen.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei die zweiten Datenerfassungen nach feststehenden Zeitintervallen durchgeführt werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche 1 bis 5, das weiterhin das Kompensieren der Magnetfelddrift durch Verändern der Anregungsfrequenz in Übereinstimmung mit der Verschiebung der Resonanzfrequenz umfasst.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche 1 bis 6, das weiterhin das Kompensieren der Magnetfelddrift durch Anpassen des Magnetfelds umfasst.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche 1 bis 7, das weiterhin das Vergleichen der Resonanzfrequenzverschiebung mit einem Schwellenwert und das Kompensieren der Magnetfelddrift bei Überschreitung des Schwellenwertes umfasst.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche 1 bis 8, wobei die erste und die zweite Phase im Zeitbereich ermittelt werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche 1 bis 8, das weiterhin die Durchführung einer Fourier-Transformation für das erste und das zweite Magnetresonanzsignal und das Ermitteln der ersten und der zweiten Phase im Frequenzbereich umfasst.
Computerprogrammprodukt, insbesondere digitales Speichermedium, zum Überwachen einer Magnetfelddrift eines Magnetresonanzbildgebungsgeräts, wobei das Computerprogrammprodukt Programmmittel umfasst, die zur Durchführung der folgenden Schritte eingerichtet sind: – Ermitteln einer ersten Phase eines ersten Magnetresonanzsignals eine Echozeit nach der ersten Anregung zur Erfassung von Magnetresonanzbilddaten; – Ermitteln einer zweiten Phase eines zweiten Magnetresonanzsignals eine Echozeit nach einer zweiten Anregung zur Erfassung von Magnetresonanzbilddaten, wobei das zweite Magnetresonanzsignal ein Zeitintervall nach dem ersten Magnetresonanzsignal erfasst wird; – Berechnen einer Verschiebung der Resonanzfrequenz basierend auf der Differenz zwischen der ersten und der zweiten Phase.
Computerprogrammprodukt nach Anspruch 11, wobei die Programmmittel dafür eingerichtet sind, die Verschiebung der Resonanzfrequenz kontinuierlich zu überwachen.
Computerprogrammprodukt nach Anspruch 11 oder 12, wobei die Programmmittel dafür eingerichtet sind, einen Anregungsynthetisierer in Übereinstimmung mit der Verschiebung der Resonanzfrequenz zu steuern.
Computerprogrammprodukt nach Anspruch 11, 12 oder 13, wobei die Programmmittel dafür eingerichtet sind, das Magnetfeld in Übereinstimmung mit der Verschiebung der Resonanzfrequenz zu steuern.
Magnetresonanzbildgebungsgerät mit Verarbeitungsmitteln (12) zum Ermitteln einer ersten Phase eines ersten Magnetresonanzsignals eine Echozeit (TE) nach einer ersten Anregung zur Erfassung von Magnetresonanzbilddaten, zum Ermitteln einer zweiten Phase eines zweiten Magnetresonanzsignals eine Echozeit nach einer zweiten Anregung zur Erfassung von Magnetresonanzbilddaten, wobei das zweite Magnetresonanzsignal ein Zeitintervall nach dem ersten Magnetresonanzsignal erfasst wird, und zum Berechnen einer Verschiebung der Resonanzfrequenz basierend auf der Differenz zwischen der ersten und der zweiten Phase und dem Zeitintervall.
Magnetresonanzbildgebungsgerät nach Anspruch 15 mit Anzeigemitteln (13) zum Anzeigen der Verschiebung der Resonanzfrequenz.
Magnetresonanzbildgebungsgerät nach Anspruch 15 oder 16, das weiterhin Steuermittel (11) zum Steuern der Erzeugung der Anregungen in Übereinstimmung mit der Verschiebung der Resonanzfrequenz umfasst.
Magnetresonanzbildgebungsgerät nach Anspruch 15, 16 oder 17, das weiterhin Steuermittel zum Steuern des Magnetfelds in Übereinstimmung mit der Verschiebung der Resonanzfrequenz umfasst.