DE69922333T2

DE69922333T2 - Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz

Info

Publication number: DE69922333T2
Application number: DE69922333T
Authority: DE
Inventors: Joseph Vilmos Hajnal
Original assignee: Philips Medical Systems Cleveland Inc; Philips Medical Systems Inc
Current assignee: Philips North America LLC; Philips Nuclear Medicine Inc
Priority date: 1998-12-24
Filing date: 1999-11-29
Publication date: 2005-11-03
Anticipated expiration: 2019-11-30
Also published as: EP1024371B1; EP1024371A3; GB9828425D0; EP1024371A2; JP2000229073A; DE69922333D1; GB2345139A; US6385478B1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz (MR).
Bei der Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz wird das darzustellende Objekt in einem starken Magnetfeld angeordnet, das zum Beispiel in der Röhre eines supraleitenden Elektromagneten erzeugt wird, und die Protonen der Wasserstoffatome (und von anderen MR-aktiven Atomkernen) in Wasser und Fett richten sich parallel und antiparallel zum Hauptmagnetfeld aus, wobei sie mit der Larmorfrequenz um die Richtung des Feldes präzedieren.
Eine Sendespule führt in einer Richtung orthogonal zum Hauptfeld Impulse von hochfrequenter Energie mit der Larmorfrequenz zu, um die präzedierenden Atomkerne zur Resonanz anzuregen, was dazu führt, dass die Netto-Magnetisierung aller MR-aktiven Atomkerne aus der Richtung des Hauptmagnetfelds in eine Richtung mit einer Querkomponente gekippt wird, in der sie durch die Verwendung einer Empfangsspule erkannt werden kann.
Das empfangene Signal kann räumlich codiert werden, um zweidimensionale (Schicht-) oder dreidimensionale (Slab-) Informationen über die Verteilung der MR-aktiven Atomkerne und damit von Wasser und Gewebe zu erhalten.
Das empfangene Signal kann auf die folgende Weise auf eine Schicht des Patienten begrenzt werden.
Bezug nehmend auf die 1 und 2 hat ein supraleitender Elektromagnet 1 (in 1 in Seitenansicht dargestellt und in 2 in Draufsicht) eine Röhre 2 zur Aufnahme eines Patienten auf einer Liege 3, die von einer Position außerhalb der Röhre in die Röhre des Magneten hineingeschoben werden kann. Indem man die Stärke des Hauptmagnetfeldes längs der Röhre (der z-Achse) durch die Verwendung von Magnetfeldgradientenspulen zur Erhöhung und/oder Verringerung des Hauptmagetfelds variiert, ist es möglich, MR-aktive Atomkerne anzuregen (der restliche Teil dieser Beschreibung bezieht sich auf Wasserstoffatomkerne als Beispiel), die auf eine Schicht orthogonal zur z-Richtung begrenzt sind, weil die Lamorfrequenz von der Stärke des Magnetfelds abhängt und die Frequenz des HF-Impulses so gewählt werden kann, dass sie dieser Frequenz entspricht. (Es könnten auch Gradienten so eingerichtet werden, dass Schichten orthogonal zu der x- oder der y-Achse angeregt werden).
Die räumliche Codierung der Schicht kann durch die x- und y- Magnetfeldgradientenspulen erzeugt werden, die die Stärke, aber nicht die Richtung des Hauptmagnetfelds in der x- und der y-Richtung verändern. Die Frequenz- und Phaseninformationen in dem empfangenen Signal können analysiert werden, um die Verteilung der Wasserstoffatomkerne in der Schichtebene abzubilden.
Die Slab- (oder dreidimensionale) Bildgebung kann erfolgen, indem eine Region auf übliche Weise mit den HF-Anregungsimpulsen angeregt wird, die in eine Reihe von aneinander angrenzenden Schichten aufgeteilt wird, wobei die Phase des empfangenen Signals benutzt wird, um zwischen diesen verschiedenen Schichten zu unterscheiden.
Es ist auch bekannt, aneinander angrenzende Slabs darzustellen, vor allem, wenn versucht wird, Gefäße, zum Beispiel Blutgefäße, zu verfolgen. In einem bekannten MR-Gerät werden drei separate Slab-Bilder aufgezeichnet, um in der Lage zu sein, eine Darstellung über die Länge des Beins hinweg zu erhalten. Der Patient wird für die Datenerfassung in drei separate axiale Positionen gebracht. Anschließend werden die drei Bilder zusammengefügt. Die Bilder enthalten allerdings Diskontinuitäten, wenn sie in einer Projektion senkrecht zu den Slab-Grenzen betrachtet werden, und das ist genau die Richtung, in der die Gefäße zu sehen sein würden.
Man könnte sich fragen, warum die drei Multi-Slab-Bilder nicht erfasst werden können, ohne den Patienten zu bewegen, weil die Länge der Röhre des supraleitenden Elektromagneten normalerweise wesentlich größer ist als die Länge eines Beins. Die Region eines geeigneten Feldes, in der das Feld ausreichend gleichmäßig ist, um akzeptable, unverzerrte Bilder zu erhalten, ist jedoch wesentlich kleiner als die Gesamtlänge der Röhre. Typischerweise wäre die Region des geeigneten Feldes ein ungefähr sphärisches Volumen 4 in der Mitte der Röhre.
In der Patentschrift US 5.631.560 (in der ein Gerät gemäß der Einleitung von Anspruch 1 beschrieben wird) wird ein Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz beschrieben, bei dem Daten erfasst werden, während die Position einer Signalerfassungsregion in einem Bildgebungsbereich bewegt wird. In dem Verfahren aus der Patentschrift US 5.631.560 wird der Slab bei jedem Codierungsschritt leicht bewegt und die Bildgebung erfolgt, wenn die Slabs (selektive Anregungsregionen) gleichmäßig in einer gesamten Bildgebungsregion verteilt sind. Der Slab wird langsam bewegt, damit sich die Slab-Grenzen gleichmäßig über die gesamte Bildgebungsregion verteilen können. Bei der Bildgebung eines Sichtfeldes, das breiter ist als die Bildgebungsregion einer Magnetspule, erfolgt nach der Erfassung der Daten, während die obere Platte eines Betts kontinuierlich bewegt wird, eine Verarbeitung zur Minimierung der Diskontinuität der Daten. Die während eines Codierzyklus erhaltenen Datensätze werden in einer Reihenfolge angeordnet, in der nachfolgende Datensätze entlang der Bewegungsrichtung verschoben werden, die der Verschiebung des Patienten während eines Codierzyklus entspricht.
In dem Dokument EP 0.654.675 wird ein Magnetresonanzverfahren beschrieben, das Folgendes umfasst: die Erzeugung eines gleichmäßigen, zeitlich konstanten Magnetfeldes in einem dünnen Bildgebungsvolumen; die Bewegung eines Objekts durch das dünne Bildgebungsvolumen; während der Bewegung des Objekts durch das dünne Bildgebungsvolumen die Anregung und Manipulation von Magnetresonanzsignalen aus der gewählten Schicht. Das Verfahren umfasst weiterhin die Verschiebung der gewählten Schicht relativ zum Bildgebungsvolumen, so dass die gewählte Schicht im Wesentlichen stationär in Bezug auf das Objekt bleibt.
Vorteilhafterweise werden die volumetrischen Datenabtastwerte mit sekundärer Phasencodierung in der Richtung der Bewegung der Patientenauflage und mit primärer Phasencodierung, die eine größere Anzahl von Inkrementen in einer Querrichtung haben kann, codiert, wobei Korrekturmittel vorgesehen sind, um aufeinander folgende Sätze von Abtastwerten von allen bei jeder primären Phase erzeugten sekundären Phasen entsprechend der Bewegung zu kompensieren.
Darüber hinaus berücksichtigt das Korrekturmittel die Bewegung des Patien ten, während ein Satz von Datenpunkten für einen ersten Codierschritt der primären Phasencodierung erfasst wird, wodurch sich ein Gerät gemäß der in Anspruch 1 definierten Erfindung ergibt.
Ausführungsformen der Erfindung werden im Folgenden anhand von Bei spielen unter Bezugnahme auf die begleitenden Zeichnungen beschrieben. Es zeigen:
1 eine vereinfachte Seitenansicht eines bekannten Geräts zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz;
2 eine vereinfachte Draufsicht auf ein bekanntes Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz;
3 eine vereinfache Seitenansicht eines erfindungsgemäßen Geräts zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz;
4 eine perspektivische Ansicht eines in dem Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz darzustellenden Slab;
5a schematisch den HF-Impuls einer Impulsfolge des Geräts zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz aus 3;
5b schematisch den z-Gradientenimpuls der Impulsfolge des Geräts zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz aus 3;
5c schematisch den x-Gradientenimpuls der Impulsfolge des Geräts zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz aus 3;
5d schematisch den y-Gradientenimpuls der Impulsfolge des Geräts zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz aus 3;
6a eine perspektivische Ansicht einer dreidimensionalen Anordnung von Datenabtastwerten im k-Raum;
6b eine Frontansicht einer zweidimensionalen Anordnung von Datenabtastwerten im k-Raum, die einer einzelnen Schicht der dreidimensionalen Anordnung aus 6a entspricht;
7a ein quadratisches Objekt in Draufsicht, kurz davor, die Region des geeigneten Feldes des Geräts zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz aus 3 zu durchqueren;
7b eine Darstellung des Objekts in der x,z-Ebene im k-Raum;
7c eine Darstellung des Objekts in der x,z-Ebene in der hybriden Dimension des k-Raums und realen Raums;
7d die Darstellung aus 7c, jedoch mit Verzerrung in der Darstellung in der z-Richtung zwecks Erläuterung;
8 eine Draufsicht auf Slabs eines Datenerfassungsvolumens beim Durchqueren der Region des geeigneten Feldes aus 3; und
9 ein Blockschaltbild, das die Architektur der Datenverarbeitungsschaltung des Bilderzeugungsgeräts aus 3 zeigt.
Ähnliche Teile wurden in allen Figuren mit den gleichen Bezugszeichen bezeichnet.
Bezug nehmend auf 3 umfasst das erfindungsgemäße Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz einen Elektromagneten 1, der supraleitend ist, aber auf Wunsch auch widerstandsbehaftet sein könnte. Der Magnet hat eine Röhre 2. Diejenigen Teile eines Patienten auf einer Liege 3, die abgebildet werden sollen, werden durch eine Region mit geeignetem Feld 5 des Magneten geschoben, in der das Magnetfeld ausreichend gleichmäßig ist, damit eine Bilderzeugung mit akzeptabler räumlicher Verzerrung möglich wird.
Erfindungsgemäß ist ein Motor 6 vorgesehen, um die Liege 3 aus einer Aufnahmeposition außerhalb der Röhre in die Röhre zu bewegen, so dass die darzustellenden Teile des Patienten durch die Region mit geeignetem Feld 5 geschoben werden. Außerdem sind, Bezug nehmend auf 9, Korrekturmittel 7 vorgesehen, um die erfassten Datenabtastwerte so zu korrigieren, dass diese Bewegung kompensiert wird.
Der supraleitende Magnet des Bilderzeugungsgeräts hat ein Hauptfeld in der z-Richtung und ist mit einer z-Gradientenspule versehen, um einen Magnetfeldgradienten entlang der z-Richtung einzurichten. Es sind auch x- und y-Gradientenspulen vorgesehen, um bei Bedarf die Einrichtung von Magnetfeldgradienten in x- und y-Richtung zu ermöglichen.
Eine HF-Sendespule 9 ist vorgesehen, um begrenzten Regionen innerhalb der Region mit geeignetem Feld 5 HF-Anregungsimpulse zuzuführen, und eine HF-Empfangsspule 10 ist vorgesehen, um die resultierenden Relaxationssignale zu erfassen, die in einem A/D-Umsetzer 11 digitalisiert und an den digitalen Signalprozessor 12 weitergeleitet werden, der eine fiktive dreidimensionale Anordnung von Daten im k-Raum zusammenstellt. Im digitalen Signalprozessor 13 wird eine dreidimensionale Fourier-Transformation durchgeführt, um die k-Raum-Anordnung in eine Anordnung im realen Raum umzuwandeln, und diese Daten werden an den Bildschirm 14 weitergeleitet.
Bezug nehmend auf 4 wird ein Volumen-Slab innerhalb der Region mit geeignetem Feld 5 betrachtet, der dargestellt werden soll. Die 5a bis 5d zeigen die Impulsfolge. In jeder Wiederholzeit (repetition time, TR) wird dem Patienten, dessen in 4 gezeigte Region einen Slab definiert, ein HF-Impuls, typischerweise mit einem Flipwinkel zwischen 10 und 50°, zugeführt, und die resultierenden Echosignale werden empfangen, während ein Magnetfeldgradient in der y-Frequenzcodierungsrichtung angewendet wird. Das bedeutet, dass die Echosignale, die aus einer Kombination von Frequenzen bestehen, durch Fourier-Transformation analysiert werden können, um die Verteilung der Wasserstoffatomkerne in der y-Richtung zu erkennen. Dementsprechend ist die y-Richtung in 4 frequenzcodiert (Fy). Dem Auslesegradient Gy geht eine negative Keule voraus, um die während des Ausleseabschnitts erzeugte Phasenverschiebung der Spins aufzuheben. Die andere Querrichtung, die x-Richtung, wird mit Hilfe von Phasencodierung, mit Px bezeichnet, decodiert. Typischerweise kann es 256 Phaseninkremente geben, und für jedes von ihnen wird eine separate Auslesung Gy durchgeführt.
Die Längsposition der bestimmten, darzustellenden Schicht wird durch den z-Gradienten (5b) bestimmt, aber da es sich um eine Slab-Bildgebung handelt, wird tatsächlich eine aneinander angrenzende Reihe von Schichten codiert, so dass der Gz-Gradient Wasserstoffatomkerne in dem in 4 gezeigten Slab mit Energie beaufschlagt. Um in dem Slab eine Schicht von der nächsten unterscheiden zu können, wird eine Reihe von sekundären Phasencodierungsgradienten für jedes primäre Phasencodierungsinkrement in der x-Richtung angewendet. Das bedeutet, dem Slab-Anregungsimpuls Gz folgt ein zweiter Gradientenimpuls in der z-Richtung, der eingeschaltet und dann ausgeschaltet wird, bevor die Auslesung stattfindet, wobei der Gradient von einem negativen Wert über mehrere Inkremente zu einem positiven Wert verläuft. Typischerweise gäbe es 32 derartige Inkremente. Typischerweise würde Tr bei ca. 10 ms liegen. Ein einzelnes x-Inkrement würde also ca. 320 ms erfordern, um die Schichtauswahl-Phasencodierungsgradienten zu durchlaufen. Das gesamte Volumen würde in einem 256 Mal so langen Zeitraum durchlaufen, damit jedes der x-Phaseninkremente ausgeführt werden kann. Mit anderen Worten, das gesamte in 4 gezeigte Volumen würde auf dieser Basis in ca. 80 Sekunden abgetastet.
Die zeitvariierenden Echoabtastwerte stellen die Verteilung der Wasserstoff atomkerne nicht direkt dar, sondern füllen eine in 6a gezeigte dreidimensionale Anordnung im so genannten k-Raum, wo die Dimension Ky die Frequenz darstellt und die Dimensionen Kx und Kz die aus der Phasencodierung synthetisierte Frequenz. Bezug nehmend auf 6b, in der eine der Schichten der Anordnung aus 6a gezeigt ist, erzeugt jedes Echosignal eine Reihe von Punkten auf einer vertikalen Linie Ky, und bei jedem Kz-Phasencodierungsinkrement wird eine frische vertikale Linie erzeugt.
In dem digitalen Signalprozessor 13 wird der k-Raum aus 6a durch eine separate Fourier-Transformation entlang der x-, y- und z-Achse in eine Darstellung der Verteilung der Wasserstoffatomkerne im realen Raum umgewandelt.
Der Zusammenhang zwischen dem realen Raum und dem k-Raum kann unter Bezugnahme auf die 7a bis 7d weiter erläutert werden. Wenn man davon aus geht, dass das darzustellende Objekt eine Figur mit vier Seiten ist, deren Seiten mit der x- und der z-Achse aus 3 fluchten, würde die k-Raum-Darstellung hiervon so aussehen, wie in 7b gezeigt. Nach Fourier-Transformation entlang der z-Achse würde die Darstellung in dem hybriden Kx- und realen z-Raum so aussehen, wie in 7c gezeigt, wobei die Anordnung jetzt aus Punkten auf Linien parallel zu der z-Achse bestehen würde, deren Anzahl der Anzahl der k-Phasencodierungsinkremente entspricht. Die Fourier-Transformation entlang der x-Achse würde das Quadrat aus 7a ergeben.
Diese Übereinstimmung zwischen realem Raum und k-Raum, und die Fourier-Transformation zurück in den realen Raum, ist natürlich gut bekannt. Nicht bekannt ist jedoch, dass der Patient während der Datenerfassung in der Richtung der z-Achse durch die Region mit geeignetem Feld 5 geschoben wird.
Welche Auswirkung dies hat, kann man unter Bezugnahme auf 7a sehen. Angenommen, die Zeit zum Durchlaufen aller Phasencodierungsinkremente in der z-Richtung ist ausreichend kurz, so dass die Bewegung der vierseitigen Figur ignoriert werden kann. Dann, wenn z₁ und z₂ die z-Koordinaten des oberen und des unteren Elements der Figur bei dem ersten x-Phasencodierungsinkrement, also sozusagen dem negativsten, sind, so werden sich das obere und das untere Element der Figur zu der Position z₃, z₄ bewegt haben, wenn die Daten an dem positivsten x-Phasencodierungsinkrement erfasst sind.
Obwohl die Daten immer noch eine dreidimensionale Matrix mit orthogonalen Achsen bilden und daher dem Muster aus 7c folgen werden, könnte man die Darstellung von 7c in die von 7d verzerren, um die Translation zu veranschaulichen, die in der vierseitigen Figur zwischen dem negativsten primären Phasencodierungsinkrement (z₂) und dem positivsten (z₃) stattgefunden hat.
Wenn man 7c für den Fall betrachtet, in dem die vierseitige Figur stationär ist, erfordert die Fourier-Transformation in der x-Richtung zur Wiederherstellung des rechten Elements der vierseitigen Figur die Berechnung unter Verwendung jedes Punkts am rechten Ende jeder der Kx-Linien. Angesichts der Bewegung, die während der Erfassung der Daten stattgefunden hat, sind die Punkte, die jetzt kombiniert werden müssen, diejenigen unter der schrägen Linie z₂, z₃ in 7c. Kennt man die Translationsgeschwindigkeit der Liege, so kann diese räumliche Korrektur leicht berechnet werden, und dies erfolgt in dem Korrekturmittel 7. Das Ergebnis hiervon ist, dass die Daten in dem hybriden Raum von 7c entsprechend der Bewegung der Liege korrigiert werden können.
In der Tat stellt der Punkt z₃ in 7c nicht nur eine Verschiebung in Zusammenhang mit der Bewegungsgeschwindigkeit der Liege dar, sondern er spiegelt auch eine Phasenänderung wider, die von der Geschwindigkeit der Liege abhängt. Man braucht dann nur unter Anwendung des Fourier-Verschiebungstheorems jeden Punkt in der k-Raum-Anordnung aus 6a mit einer geeigneten Phasenkorrektur zu multiplizieren, um die Volumentranslation während der Datenerfassung zu berücksichtigen. Wenn diese Phasenkorrektur erfolgt, kann die Korrektur vollständig im k-Raum durchgeführt werden. Die räumliche Korrektur, die unter Bezugnahme auf 7c beschrieben wurde, erfordert andererseits, dass die z-Dimension als erstes per Fourier-Transformation in den realen Raum umgesetzt wird. Eine Beschreibung der Anwendung des Fourier-Verschiebungstheorems zur Korrektur von unabsichtlichen Bewegungen ist die Magnetresonanzbildgebung, wie sie von William R Crum et al. in „Frequency Domain Simulation of MR Tagging", JMRI; 8:1040–1050, beschrieben wurde.
Betrachtet man den dreidimensionalen Slab aus 4, so zeigt sich, dass, wenn die x- und die z-Dimension sich mit den entsprechenden Dimensionen der vierseitigen Figur aus 7a decken, wenn der Gradient Gz eingerichtet wäre, um das gesamte Volumen zwischen z₁ und z₂ anzuregen, nur der Bereich des Slabs zwischen den Koordinaten z₁ und z₃ vollständig abgebildet würde (wobei alle primären und sekundären Phasencodierungen erfasst werden), da der Bereich des Slabs, der zwischen den z-Koordinaten z₄ und z₁ liegt, sich außerhalb des Anregungsvolumens (zwischen z₁ und z₂) am Ende der primären Phasencodierung befinden würde.
In Wirklichkeit wird sich das abzubildende Volumen weiter in z-Richtung erstrecken als der Slab von 4. Nach Beendigung der ersten Abtastung ist also das Volumen des Patienten, das ursprünglich zwischen den z-Koordinaten z₁ und z₂ lag, zu den z-Koordinaten z₄, z₃ verschoben. Das zwischen den z-Koordinaten z₁ und z₃ liegende Volumen des Patienten wurde abgebildet und das Volumen, das angeregt wird (zwischen z₁ und z₂), ist jetzt mit einem neuen Volumen des Patienten zwischen den z-Koordinaten z₃ und z₂ gefüllt. Nach Beendigung der nächsten Abtastung wird daher das neue Volumen zwischen z₃ und z₂ abgebildet, und so weiter.
Bei den in 7a dargestellten Koordinaten würde natürlich ein großer Anteil des Patientenvolumens, das bei einer Abtastung abgebildet wurde, auch bei der nächsten Abtastung abgebildet. Über die doppelten Daten würde eine Mittelwertbildung erfolgen, um den Störabstand zu verbessern. Dementsprechend können das Anregungsvo lumen und die Translationsgeschwindigkeit so gewählt werden, dass sich der Punkt z₃ in der Zeit, die für die Durchführung einer Abtastung erforderlich ist, über die gesamte Strecke bis zum Punkt z₁ bewegt. Das Volumen, das bei jeder Abtastung vollständig abgebildet wird, ist jetzt nur eine einzelne Schicht, und es gibt keine Überlappung zwischen dem bei einer Abtastung vollständig abgebildeten Volumen und dem bei der nächsten Abtastung vollständig abgebildeten Volumen. Es erfolgt eine kontinuierliche Abbildung des Patienten auf der Liege 3, die sich durch die Region mit geeignetem Feld bewegt, und das Ergebnis ist eine kontinuierliche und nahtlose Folge von 3D-Bilddaten.
Es zeigt sich, dass ein bestimmtes Maß an Überlappung zwischen aufeinander folgenden abgebildeten Volumina in der Tat wünschenswert sein kann. Die Lösung ist dort am anfälligsten für Fehler, wo die Verbindungsstelle der neu ausgerichteten Daten im hybriden Zk_x-Raum nahe dem zentralen K_x = 0 liegt. Zum Schutz gegen Artefakte aufgrund von Fehlern in dieser Region ist es hilfreich, eine Dateninterpolation anzuwenden, um einen nahtlosen Übergang sicherzustellen, oder die Daten doppelt zu erfassen, so dass die zentralen k_x-Daten immer von einem schmalen Positionsbereich innerhalb des Slabs stammen. Dies wird erreicht, indem man die Translationsgeschwindigkeit so klein wählt, dass eine Strecke von weniger als Z₁ bis Z₃ in der Zeit durchquert wird, die erforderlich ist, um alle primären und sekundären Phasencodierungsschritte zu erfassen, oder indem man die zentralen k_x-Linien zweimal erfasst, zum Beispiel, wenn eine sequentiell geordnete Phasencodierung angewendet wird, wobei die zentralen Linien in der natürlichen Reihenfolge und erneut am Ende der Reihe erfasst würden. Als eine weitere Alternative könnten, Bezug nehmend auf 8, die eine Draufsicht auf vier Slabs A, B, C, D zeigt, aufeinander folgende Frequenz-Offsets auf die Frequenz des HF-Impulses angewendet werden, so dass bei der ersten Datenerfassung die Daten in Volumen A erfasst werden. Die Frequenz des HF-Impulses könnte dann versetzt werden, um Daten in dem Volumen B zu erfassen. Sie könnte dann erneut versetzt werden, um Daten in dem Volumen C zu erfassen. Anschließend könnte sie noch einmal versetzt werden, um Daten in dem Volumen D zu erfassen. Die HF-Frequenz könnte dann rückgesetzt werden, um wieder Daten in dem Volumen A zu erfassen, usw.
Es ist möglich, dass es zu Diskontinuitäten zwischen den mit diesem Verfahren erzeugten Slabs kommt. Diese könnten reduziert werden, indem man einen dünnen Slab kontinuierlich auf der z-Achse entlang führt, während Daten auf verschachtelte Weise entlang der Ky-Achse erfasst werden (Sliding Interleaved ky (SLINKY) Acquisition: A Novel 3D MRA Technique with Suppressed Boundary Artifact, JMRI 1998, Band 8, Nr. 4, Seite 903 bis 911, und europäische Patentanmeldung Nr. 98308921.0).
Bei der obigen Erörterung wurde von der Annahme ausgegangen, dass die Bewegung des abzubildenden Objekts über einen Durchlauf aller sekundären Phasencodierungsgradienten nicht signifikant ist. Diese Annahme gilt unter der Voraussetzung, dass die schräge Linie in 7c nicht die zweite primäre Phasencodierungslinie von unten jenseits des zweiten Datenpunktes dieser Linie kreuzt. Die Auswirkungen der Liegenbewegung während eines einzelnen Durchlaufs der sekundären Phasencodierungsdaten können jedoch tatsächlich korrigiert werden. Auf die gleiche Weise, wie die Bewegung zwischen den Linien in 7c visualisiert wurde, könnte die Bewegung während einer Linie in 7c visualisiert werden, indem jeder der Punkte, die eine z-Linie bilden, leicht verschoben wird: Mit anderen Worten wird erfindungsgemäß eine Geschwindigkeitskorrektur auf jeden Punkt angewendet, zum Beispiel in Form einer Phasenkorrektur.
Es wurde davon ausgegangen, dass für jedes sekundäre Phasencodierungsinkrement ein separater HF-Impuls erforderlich ist. Es wäre natürlich möglich, eine Mehrechosequenz zu verwenden, so dass vor jedem wiederholten Echo ein anderer sekundärer Phasencodierungsgradient angewendet wird. Geeignete Impulsfolgen wären von generischer Form, bezeichnet als Multi-Shot-Echoplanar-Bildgebung mit sekundärer Phasencodierung oder Multi-Shot-Echovolumen-Bildgebung.
Die Beschreibung hat sich auf die Zusammenstellung von Daten in orthogo nalen Anordnungen bezogen, die kartesischen Koordinaten entsprechen, jedoch könnte die Manipulation der Daten auch in Polarkoordinaten erfolgen.
Die Erfindung ist vor allem auf Magneten anwendbar, die nur eine schmale Region mit geeigneten Feld in der z-Richtung haben, deren Dicke zum Beispiel maximal 3 cm beträgt. Dies würde vor allem für kürzere Magneten gelten. Es wurde zwar ein ringförmiger Magnet beschrieben, jedoch lässt sich die Erfindung auch auf andere Geometrien anwenden, zum Beispiel auf C-Magneten und auch Dauermagneten einschließend.
Die Erfindung ist natürlich auf Schichtauswahlgradienten und Phasencodie rungsgradienten in x- oder y- oder schräger Richtung anwendbar, wobei sich die Bewegung des abzubildenden Volumens auf geeignete Weise ändert. Die Erfindung kann auch eine Korrektur für räumliche Verzerrungen umfassen, die durch eine Inhomogenität des Hauptfeldes und/oder Nichtlinearität des Gradienten eingeführt werden. Die Korrektur könnte in Form eines Rückgängigmachung der Verwerfung des realen Raums oder einer erneuten Gitterbildung im k-Raum stattfinden.
Text in den Figuren

Figur 5a

RF

HF

Figur 5b

Slice select and secondary phase encode

Schichtauswahl und sekundäre Phasencodierung

Figur 5c

Primary phase encode

primäre Phasencodierung

Figur 5d

frequency encode (read-out)

Frequenzcodierung (Auslesen)

Figur 7a

Real space

Realer Raum

Figur 7b

k-space

k-Raum

Figur 9

RF transmit coil	HF-Sendespule
x,y,z gradient coils	x,y,z-Gradientenspulen
motor	motor
RF receive coil	HF-Empfangsspule
A/D	A/D-Umsetzer
DSP	Digitaler Signalprozessor
Correction means	Korrekturmittel
Display	Bildschirm

Claims

Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz, das Folgendes umfasst: – Mittel, um einer begrenzten Region des Hauptfelds des Geräts (5) HF-Anregungsimpulse zuzuführen und volumetrische Datenabtastwerte von dieser zu erfassen; um die Datenabtastwerte zu transformieren, um ein volumetrische Bild der begrenzten Region zu bilden; einschließlich Mitteln zum kontinuierlichen Bewegen einer Patientenauflage durch die begrenzte Region; – Mittel (7) zum Korrigieren der Datenabtastwerte, um die Bewegung zu kompensieren, so dass das gebildete volumetrische Bild eine größere Länge aufweist als die begrenzte Region (5); – wobei die volumetrischen Datenabtastwerte mit sekundärer Phasencodierung in der Bewegungsrichtung der Patientenauflage und mit primärer Phasencodierung in einer Querrichtung codiert werden; – wobei Korrekturmittel (7) vorgesehen sind, um aufeinander folgende Sätze von Abtastwerten von allen bei jeder primären Phase erzeugten sekundären Phasen entsprechend der Bewegung zu kompensieren, dadurch gekennzeichnet, dass – die Korrekturmittel (7) vorgesehen sind, um eine Geschwindigkeitskorrektur auf jeden Punkt eines Satzes von Datenpunkten anzuwenden, der einem Durchlauf aller einer jeweiligen primären Phase entsprechenden sekundären Phasen entspricht, wobei die Geschwindigkeitskorrektur die Bewegung der Patientenauflage während eines einzelnen Durchlaufs aller genannten sekundären Phasen berücksichtigt.
Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz nach Anspruch 1, wobei die Korrekturmittel (7) vorgesehen sind, um eine Bewegungskorrektur auf Reihen von Datenabtastwerten in dem hybriden realen/k-Raum anzuwenden.
Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz nach Anspruch 1, wobei die Korrekturmittel (7) vorgesehen sind, um eine Phasenkorrektur auf Reihen von Datenabtastwerten in dem k-Raum anzuwenden.
Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die primäre Phasencodierung eine größere Anzahl von Inkrementen hat als die sekundäre Phasencodierung.