NL8701642A

NL8701642A - Werkwijze en inrichting voor het uitvoeren van een fasecorrectie bij mr angiografie.

Info

Publication number: NL8701642A
Application number: NL8701642A
Authority: NL
Original assignee: Philips Nv
Priority date: 1987-07-13
Filing date: 1987-07-13
Publication date: 1989-02-01
Also published as: JP2685233B2; IL87065A0; EP0301629A1; DE3869689D1; JPS6427545A; US4870361A; EP0301629B1

Description

%

V

. ** i PHN 12.182 1 N.V. Philips Gloeilampenfabrieken.

"Werkwijze en inrichting voor het uitvoeren van een fasecorrectie bij MR Angiografie".

De uitvinding heeft betrekking op een werkwijze voor het bepalen van een kernmagnetisatieverdeling of een daarvan afgeleide verdeling door aftrekking van beeldinformatie uit beelden afkomstig uit een eerste en een tweede verzameling van in een lichaam opgewekte 5 resonantiesignalen, dat zich in een stationair homogeen magnetisch veld bevindt, ten minste omvattende een eerste cyclus voor opwekking van de eerste verzameling resonantiesignalen, die ten minste één hoogfrequent elektromagnetische puls voor excitatie van kernspins in het lichaam en ten minste één op het homogeen magnetisch veld 10 gesuperponeerde magnetische veldgradiênt bevat, welke eerste cyclus een aantal malen wordt herhaald onder variatie van de sterkte en/of duur van ten minste één magnetische veldgradiênt en ten minste omvattende een tweede cyclus voor opwekking van de tweede verzameling resonantiesigalen, welke tweede cyclus een aantal malen wordt herhaald 15 en die van de eerste cyclus verschilt in ten minste één gradiëntgolfvorm voor het in de eerste en tweede cyclus verschillend beïnvloeden van bewegende kernspins en althans nagenoeg gelijk beïnvloeden van stationaire kernspins in het lichaam, waarbij een eerste en tweede complex beeld worden gevormd door Fouriertransformatie 20 van respectieve bemonsteringswaarden van de respectieve resonantiesignalen.

De uitvinding heeft tevens betrekking op een inrichting voor het bepalen van een kernmagnetisatieverdeling van een lichaam, welke inrichting middelen voor het opwekken van een stationair 25 homogeen magnetisch veld, middelen voor het opwekken van hoogfrequent elektromagnetische pulsen, middelen voor het opwekken van magnetische veldgradiënten, besturingsmiddelen voor voornoemde middelen en verwerkingsmiddelen, die zijn voorzien van geprogrammeerde rekenmiddelen voor het vormen van complexe beelden uit bemonsteringswaarden, welke met 30 bemonsteringsmiddelen zijn verkregen uit in het lichaam in cycli opgewekte resonantiesignalen, bevat, waarbij de verwerkingsmiddelen verder zijn voorzien van geprogrammeerde rekenmiddelen voor het vormen 8701 64 2.

r* \ PHN 12.182 2 van de kernmagnetisatieverdeling door aftrekking van beeldinformatie uit onder aanlegging van magnetische veldgradiënten met verschillende gradiëntgolfvormen verkregen beelden.

Een dergelijke werkwijze voor het bepalen van een 5 kernmagnetisatieverdeling is vooral geschikt voor MR Angiografie, waarbij veelal een relatief dikke plak van het lichaam wordt geëxciteerd, waarvan bijvoorbeeld een projectieve afbeelding van vaatbomen wordt gemaakt. Ook kan een stroomsnelheidsverdeling in vaten worden bepaald.

10 Een dergelijke werkwijze is bekend uit het artikel van D.G. Nishimura et al. in "IEEE Transactions On Medical Imaging", Vol. MI-5, No. 3, September 1986. In fig. 10^ van genoemd artikel wordt als eerste cyclus een cyclus getoond met een niet-selectieve hoogfrequent elektromagnetische puls, een daarop volgende voorbereidingsgradiënt 15 voor het in één richting in fase coderen van de geëxciteerde kernspins, en een bipolaire uitleesgradiënt voor het opwekken van een resonantiesignaal. De bipolaire uitleesgradiënt wordt zodanig geschakeld dat de door beweging veroorzaakte faseverandering althans nagenoeg nul is. Op bladzijde 141 van genoemd artikel staat de 20 voorwaarde waaronder de fase van bewegende kernspins op het maximum van het resonantiesignaal nul gemaakt kan worden, onder aanname dat de kernspins met konstante snelheid bewegen in de richting van een gradiënt. Voor het verkrijgen van de eerste verzameling resonantiesignalen wordt de voorbereidingsgradiënt gevarieerd. Er 25 wordt in fig. 10a een tweede cyclus getoond, waarin de uitleesgradiënt zodanig geschakeld wordt dat de door beweging veroorzaakte faseverandering van nul verschillend is. Verder is de tweede cyclus identiek aan de eerste cyclus. Er wordt de tweede verzameling resonantiesigalen verkregen. In de eerste cyclus is derhalve 30 voor snelheid gecompenseerd en in de tweede cyclus niet. Door aftrekking van complexe beeldwaarden in uit de eerste en tweede verzameling door Fouriertransformatie verkregen beelden wordt een angiogram verkregen.

Het angiogram toont vaten waarin een stroomsnelheidcomponent in de richting van de uitleesgradiënt was opgetreden. Ter plaatse van 35 bewegende kernspins is de fase discontinu. De door beweging veroorzaakte faseverschillen treden plaatselijk abrupt op in voxels (volume-elementen) die een gedeelte van een bloedvat bevatten. In genoemd 870 1 64 2 •ζ i ΡΗΝ 12.182 3 artikel wordt verder de positie-, snelheids- en versnellingsafhankelijkheid van de fase van het MR-signaal in een gereconstrueerd complex beeld beschreven in afhankelijkheid van de gradiëntgolfvormen, ook voor andere gradiënten dan de 5 uitleesgradiënt. Bij de beschreven werkwijze kunnen voor beide verzamelingen de resonantiesignalen in hetzelfde gedeelte van een hartcyclus gemeten worden, ter voorkoming van bewegingsartefacten, door het toepassen van een sensor voor het opnemen van een hartsignaal. Het zij hier nog opgemerkt dat gevoeligheid van de magnetische resonantie 10 voor stroming reeds lang bekend is, bijvoorbeeld uit het artikel van Hahn in "Physical Review", Vol. 80, Nr. 4, 1950, blz. 580-594.

Een bezwaar van de bekende werkwijze is dat in het door aftrekking verkregen beeld behalve informatie over vaten of over een snelheidsverdeling over de vaten nog achtergrondinformatie afkomstig 15 van signalen van stationaire kernspins voorkomt. De oorzaak hiervan is het faseverschil tussen de signalen van stationaire kernspins in de eerste en tweede cyclus. Dit faseverschil ontstaat ten gevolge van de verschillende wervelstromen die worden opgewekt door de verschillende gradiëntgolfvormen in de eerste en tweede cyclus. De wervelstromen, 20 die worden opgewekt door het schakelen van gradiënten, zullen een glad verlopende fase over de beelden induceren. De fase verloopt glad als het lichaam zich niet al te dicht bij metalen delen bevindt waarin de wervelstromen lopen. In het algemeen is hieraan voldaan. Het verschil in gradiêntgolfvormen zal dus resulteren in een glad verlopende bijdrage 25 in faseverschil tussen het eerste en tweede complexe beeld. Dit manifesteert zich in de genoemde achtergrondinformatie van stationaire kernspins in het door aftrekking ontstane beeld.

Het is het doel van de uitvinding om fasefouten te corrigeren voor stationaire kernspins zonder de discontinue 30 faseverschillen in voxels die bewegende kernspins bevatten te verstoren.

Een werkwijze volgens de uitvinding heeft daartoe het kenmerk, dat vóór de aftrekking van de beeldinformatie een ten gevolge van het verschil in gradiëntgolfvorm optredend glad verlopende bijdrage in faseverschil tussen het eerste en tweede beeld wordt 35 geëlimineerd door middel van een fasecorrectie, die gebruik maakt van een schatting van het glad verlopend faseverschil. De glad verlopende bijdrage in faseverschil is over het algemeen een niet-lineair over het 870 1 642 ¥ \ PHN 12.182 4 beeld verlopende funktie. Er wordt gebruik gemaakt van het feit dat het door wervelstromen veroorzaakte faseverschil glad verloopt over het beeld en dat het door stroming veroorzaakte faseverschil discontinu optreedt in voxels die een gedeelte van een bloedvat bevatten.

5 Een uitvoeringsvorm van een werkwijze volgens de uitvinding heeft het kenmerk, dat een niet-lineaire fasecorrectie wordt uitgevoerd door de glad verlopende bijdrage in faseverschil tussen het eerste en tweede beeld te ontwikkelen in een reeks van geschikt gekozen basisfunkties, waarvan coëfficiënten worden bepaald door het 10 uitvoeren van een gewogen kleinste kwadraten optimalisatieprocedure ter minimalisering van een met de reeks geschat glad verlopend faseverschil en de glad verlopende bijdrage in faseverschil tussen het eerste en tweede beeld. De basisfunkties zijn bijvoorbeeld polynomen welke bijvoorbeeld vooraf zijn opgeslagen in geprogrammeerde middelen van een 15 MR inrichting voor het uitvoeren van de werkwijze. Ook kan de vorm van de basisfunkties met geprogrammeerde middelen bepaald worden uit informatie afkomstig uit het eerste en tweede beeld. Komt het faseverschil over het beeld buiten het interval (-ir,ff) te liggen dan kan in plaats van het faseverschil zelf een funktie van het faseverschil in 20 een reeks van basisfunkties worden ontwikkeld. De funktie kan bijvoorbeeld een complexe exponentiële funktie van het faseverschil zijn. Voor een uitvoerige beschrijving van een MR-inrichting wordt bijvoorbeeld verwezen naar een artikel van Locher in "Philips Technical Review", Vol. 41, 1983/84, No. 3, lbz. 73-88. De gewogen kleinste 25 kwadraten optimalisatieprocedure volgens de uitvinding is eveneens opgenomen in geprogrammeerde middelen van een dergelijke inrichting. Het betreft een op zichzelf bekende kleinste kwadratenprocedure, welke bijvoorbeeld wordt beschreven in het boek "Practical Optimization" van P.E. Gill et al., Academie Press, London, 1981.

30 Een verdere uitvoeringsvorm van een werkwijze volgens de uitvinding heeft het kenmerk, dat in de optimalisatieprocedure weegfaktoren worden gebruikt, die afhangen van de modulus van respectieve pixels (beeldelementen) in het eerste en tweede beeld. Het is voordelig om pixels in het eerste en tweede beeld waarin relatief 35 kleine signaalwaarden voorkomen relatief kleine weegfaktoren in de optimalisatieprocedure te geven, om een zo goed mogelijke schatting van de glad verlopende bijdrage in faseverschil te krijgen.

8701 642 PHN 12.182 5

Een verdere uitvoeringsvorm van een werkwijze volgens de uitvinding heeft het kenmerk, dat in de optimalisatieprocedure zodanige weegfaktoren worden gekozen dat de storende invloed op de fasecorrectie in voxels met door bewegende kernspins beïnvloede fase grotendeels 5 wordt geëlimineerd. In het geval van MR angio kan dit bijvoorbeeld worden bereikt door de weegfaktoren te kiezen aan de hand van het verschil van de modulus van het eerste en tweede complexe beeld. Dit verschil zal voor voxels die een gedeelte van een bloedvat bevatten significant zijn.

10 Een verdere uitvoeringsvorm van een werkwijze volgens de uitvinding heeft het kenmerk, dat de basisfunkties Chebyshev-polynomen zijn. In de praktijk blijken Chebyshev-polynomen goede resultaten te geven.

Een verdere uitvoeringsvorm van een werkwijze volgens de 15 uitvinding heeft het kenmerk, dat vóór de niet-lineaire fasecorrectie een lineaire fasecorrectie wordt uitgevoerd. Dit geeft een mogelijkheid om bij grote faseverschillen over het beeld eerst een relatief grote lineaire component in het faseverschil grotendeels te elimineren en het resterend faseverschil met de niet-lineaire 20 fasecorrectie te elimineren. Het lineaire faseverloop kan bijvoorbeeld geschat worden door een aantal op enige afstand van elkaar liggende (signaal-)pixels of pixelgroepen de fase te bepalen en de tussengelegen faseverschillen als lineair te beschouwen, of kan geschat worden uit de verandering van het faseverschil van het eerste en tweede beeld tussen 25 respectieve naast elkaar liggende pixels. In bepaalde gevallen kan zelfs met een lineaire fasecorrectie worden volstaan.

Het opwekken van resonantiesignalen in de eerste en tweede cyclus van de werkwijze volgens de uitvinding kan op verschillende wijzen gebeuren. In de eerste en tweede cyclus kunnen 30 bijvoorbeeld echoresonantiesignalen met zogenaamde gradiênt-echo-cyclus worden opgewekt. De eerste en tweede cyclus bevatten dan achtereenvolgens een hoogfrequent elektromagnetische puls, een magnetische voorbereidingsgradiënt voor het in één richting in fase coderen van de geëxciteerde kernspins en een uitleesgradiënt 35 voor het uitlezen van een echoresonantiesignaal. De werkwijze kan voor bewegende kernspins in een bepaalde richting gevoelig worden gemaakt. Wordt in de eerste cyclus een uitleesgradiënt aangelegd die ervoor 870 1 642 > \ PHN 12.182 6 zorgt dat voor snelheid van bewegende kernspins is gecompenseerd op het tijdstip dat overeenkomt met het maximum van het echoresonantiesignaal en wordt in de tweede cyclus een uitleesgradiënt aangelegd waarvoor geen snelheidscompensatie optreedt dan wordt na aftrekking van het 5 eerste en tweede complexe beeld een voor bewegende kernspins in de richting van de uitleesgradiënt gevoelig beeld verkregen. Verder wordt bij voorkeur voor snelheid van bewegende kernspins in de overige gradiëntrichtingen gecompenseerd in de eerste en tweede cyclus. Op overeenkomstige wijze kan een in de voorbereidingsrichting of 10 selectierichting gevoelig beeld worden verkregen.

Een uitvoeringsvorm van een werkwijze volgens de uitvinding heeft het kenmerk, dat de beeldinformatie van het door aftrekking verkregen beeld wordt gevormd door de modulus van de complexe beeldwaarden in de pixels. Op deze wijze wordt een angiogram verkregen. 15 Een uitvoeringsvorm van een werkwijze volgens de uitvinding heeft het kenmerk, dat de beeldinformatie van het door aftrekking verkregen beeld wordt gevormd door faseverschillen in de pixels van het eerste en tweede complexe beeld. Er kan bijvoorbeeld in de tweede cyclus in de selectierichting ten opzichte van de eerste 20 cyclus een extra bipolaire gradiënt worden aangelegd om informatie te verkrijgen over stroming in de selectierichting. Wanneer de faseverschillen zelf als beeldinformatie worden gebruikt dan wordt een snelheidsverdeling verkregen in de richting van de aangebrachte extra bipolaire gradiënt. Met de sterkte van de extra bipolaire gradiënt 25 kan een schaalfaktor voor het maximale faseverschil worden ingesteld zodanig dat voor optredende snelheden het faseverschil binnen het interval (-ïï,ïï) blijft. Hiermee kan bijvoorbeeld in verschillende hartfasen een beeld van de stroomsnelheid in slagaders worden gemaakt, waarbij stroming in verschillende richtingen met een verschillende kleur 30 kan worden aangegeven.

De uitvinding wordt verder toegelicht aan de hand van een tekening, waarin fig. 1 een schematische weergave is van een inrichting volgens de uitvinding, 35 fig. 2 een plak met stationaire en bewegende kernspins met een afbeelding van de bewegende kernspins toont, fig. 3a een weergave van complexe beeldinformatie in 87 0 1 64 2 s£ * PHN 12.182 7 een pixel is waarin stationaire en bewegende kernspins voorkomen, in een ideale situatie, fig. 3** een weergave van complexe beeldinformatie in een pixel is waarin stationaire kernspins voorkomen, in een niet-ideale 5 situatie, fig. 4 ééndimensionaal een gladverlopend faseverschil toont waarin een discontinuïteit voorkomt ten gevolge van aanwezigheid van bewegende kernspins in een bloedvat, fig. 5a een eerste en tweede cyclus in een gradiënt-10 echo experiment toont voor beïnvloeding van een snelheidscomponent van bewegende kernspins in de uitleesgradiëntrichting, fig. S*3 een eerste en tweede cyclus in een gradiënt-echo experiment toont voor beïnvloeding van een snelheidscomponent van bewegende kernspins in de voorbereidingsgradiëntrichting, en 15 fig, 5C een eerste en tweede cyclus in een gradiënt- echo experiment toont voor beïnvloeding van een snelheidscomponent van bewegende kernspins in de selectiegradiéntrichting.

In fig. 1 is schematisch een inrichting 1 volgens de uitvinding weergegeven, die binnen een afgeschermde ruimte 2 20 magneetspoelen 3 bijvoorbeeld gevoed door een gelijkspanningsvoeding 4 in het geval van een weerstandsmagneet (als de magneetspoelen 3 als permanente magneet of als supergeleidende magneet worden uitgevoerd, dan ontbreekt de gelijkspanningsvoeding 4) om een stationair homogeen magnetisch veld op te wekken, gradiëntspoelen 5 en een zend- en 25 ontvangstsysteem van spoelen 6 met bijvoorbeeld het gehele lichaam van een patiënt te omvatten zogenaamde lichaamsspoelen als zendspoel 7 en ontvangstspoel 8. De ontvangstspoel 8 kan ook een zogenaamde oppervlaktespoel zijn voor ontvangst van signalen van kernspins uit een locaal gebied van het lichaam. De zendspoel 7 is via een hoogfrequent 30 vermogensversterker 9 en een hoogfrequentgenerator 10 met een referentiegenerator 11 gekoppeld. De hoogfrequentgenerator 10 dient voor het opwekken van een hoogfrequent elektromagnetisch puls hf voor excitatie van kernspins in het lichaam. De gradiëntspoelen 5, die worden aangestuurd door een gradiëntspoelenstuurinrichting 12 dienen 35 voor het opwekken van op het stationair homogeen magnetisch veld gesuperponeerde magnetische veldgradiënten. In het algemeen zullen er drie gradiënten kunnen worden opgewekt, waarvan de veldrichting 870 1 64 2 *

X

PHN 12.182 8 samenvalt met de richting van het stationair homogeen magnetisch veld en waarvan de respectieve gradiëntrichtingen z, y en x onderling loodrecht op elkaar staan. De magnetisch veldgradiënten zijn in het algemeen een selectiegradiënt Gz voor het selecteren van een plak 5 van het lichaam, een voorbereidingsgradiënt Gy voor het in één richting in fase coderen van kernspins en een uitleesgradiënt Gx voor het uitlezen van (echo-)resonantiesignalen. Door geschikte keuze van de gradiënten zijn zowel plakken evenwijdig en loodrecht als scheef ("oblique slices") ten opzichte van de richting van het 10 stationaire homogene magnetisch veld te exciteren. De ontvangstspoel 8, die dient voor het ontvangen van met de zendspoel 7 in het lichaam op te wekken magnetische resonantiesignalen van kernspins, is gekoppeld met een detektor 13 voor detektie van de magnetsiche resonantiesignalen 14 in kwadratuurdetektie. De detektor 13, die gekoppeld is met de 15 referentiegenerator 11, bevat laagdoorlaatfilters en analoog-digitaalomzetters voor het digitaliseren van de ontvangen en gedetekteerde resonantiesignalen. Besturingsmiddelen 15 dienen voor besturing en timing van de hoogfrequentgenerator 10 en de gradiëntspoelenbesturingsinrichting 12. Voorts bevat de inrichting 1 20 verwerkingsmiddelen 16 voor verwerking van de gedigitaliseerde resonantiesignalen 17. De verwerkingsmiddelen 16 zijn gekoppeld met de besturingsmiddelen 15. Voor weergave van met geprogrammeerde rekenmiddelen gevormde beelden in de verwerkingsmiddelen 16 zijn de verwerkingmiddelen verder gekoppeld met een weergeefeenheid 18. De 25 verwerkingsmiddelen 16 bevatten een geheugen 19 voor opslag van de geprogrammeerde rekenmiddelen en voor opslag van met de geprogrammeerde rekenmiddelen berekende beelden en andere gegevens. In het algemeen worden de verwerkingsmiddelen 16 gevormd door een complex computersysteem met vele mogelijkheden voor koppeling met 30 randapparatuur. Voor een uitvoeriger beschrijving van een MR-inrichting 1 en resonantiemetingen met de inrichting 1 wordt hier nogmaals verwezen naar het genoemde artikel van Locher, De beschrijving van apparatuur, pulssequenties en beeldreconstructie wordt hierbij verondersteld deel uit te maken van de onderhavige octrooiaanvrage.

35 In fig. 2 wordt een plak 20 met stationaire en bewegende kernspins met een afbeelding van de bewegende kernspins getoond. De bewegende kernspins bevinden zich in vaten 21, welke bijvoorbeeld aders 8701 64 2 5Ï * ΡΗΝ 12.182 9 of slagaders in een lichaam zijn. De stationaire kernspins bevinden zich in het overig gedeelte van de plak 20. Door selectie van een relatief dikke plak (bijv. 10-20 cm dikte) van het lichaam met een selectiegradiênt Gz onder gelijktijdig zenden met de zendspoel van 5 een hoogfrequent elektromagnetische puls hf worden kernspins geëxciteerd. Worden onder variatie van magnetische veldgradiënten twee verzamelingen resonantiesignalen met verschillende gradiëntgolfvormen gemeten en worden uit de verzamelingen complexe beelden gereconstrueerd, die in de verwerkingsmiddelen 16 van elkaar 10 worden afgetrokken, dan ontstaat bijvoorbeeld een projectieve kernmagnetisatieverdeling. Worden de gradiëntgolfvormen zodanig gekozen dat voor de beide verzamelingen resonantiesignalen stationaire kernspins gelijk en bewegende kernspins verschillend worden beïnvloed, dan bevat het beeld van de projectieve kernmagnetisatieverdeling alleen 15 pixels met informatie 23 over bewegende kernspins. Achtergrondinformatie 24 van stationaire kernspins is geëlimineerd. Een zo verkregen projectiebeeld is een zogenaamd angiogram, a h fig. 3 en fig. 3 tonen complexe beeldinformatie in een pixel. Aangegeven zijn een reële as Re en een imaginaire as lm. In 20 fig. 3a wordt ervan uitgegaan dat het pixel informatie over stationaire en bewegende kernspins bevat. De informatie is in vectorvorm weergegeven. Worden bij het opwekken van resonantiesignalen gradiënten geschakeld dan zullen in metalen delen van de MR-inrichting 1 wervelstromen optreden. Er wordt bij de beschrijving van fig. 3a van 25 uitgegaan dat voor het verkrijgen van informatie over bewegende kernspins waarbij de gradiëntgolfvormen verschillend zijn in verschillende bij elkaar horende cycli de invloed in de verschillende cycli van de wervelstromen op fasedraaiing van kernspins gelijk is (ideaal). De fasedraaiing in het pixel in een eerste cyclus is voor 30 stationaire en bewegende kernspins <Pq. De stationaire kernspins worden voorgesteld door een vector v^ en de bewegende kernspins door een vector v2. De som van v1 en v2 is V3. Door veranderen van een gradiëntgolfvorm in een tweede cyclus wordt de fasedraaiing van de bewegende kernspins veranderd. Dit uit zich in een rotatie van de 35 vector v2. In de tweede cyclus worden de bewegende kernspins voorgesteld door een vector v2' en de resulterende vector van v^ en v2' is dan v2'. Informatie x over bewegende spins wordt verkregen 870 1 64 2 f?

V

PHN 12.182 10 door aftrekking van de vectoren v3 en v3', x=v3'-v3. Als informatie in het angiogram kan bijvoorbeeld de modulus van x genomen worden. In fig. 3** wordt ervan uitgegaan dat het pixel alleen informatie over stationaire kernspins bevat. Met v^ worden de 5 stationaire kernspins in de eerste cyclus voorgesteld. Er wordt nu van een niet-ideale situatie uitgegaan om de invloed van de wervelstromen toe te lichten (praktische situatie). Ten gevolge van verschil in gradiëntgolfvormen in de tweede cyclus om informatie over bewegende kernspins (in andere pixels) te verkrijgen zullen ook de stationaire 10 kernspins een andere fasedraaiing krijgen. De vector v^ roteert. Dit is weergegeven met v-j'. De verschilvector x'=v^'-v^ representeert de informatie afkomstig van stationaire kernspins, die in het angiogram terecht komt. Het door verschil in wervelstromen ontstane faseverschil verloopt glad over het gehele beeld. Dit komt doordat in een praktisch 15 situatie het lichaam zich ver genoeg van de metalen delen bevindt waarin de wervelstromen lopen. De resulterende velden hebben een vloeiend verloop over het lichaam.

In fig. 4 wordt ééndimensionaal een glad verlopend faseverschil getoond waarin een discontinuïteit voorkomt ten gevolge 20 van aanwezigheid van bewegende kernspins in een bloedvat. Het faseverschil Δφ is afgezet tegen de dimensie x. De discontinuïteit d is gesuperponeerd op het glad verlopend faseverschil g. Het faseverschil ten gevolge van bewegende kernspins is afhankelijk van de snelheid van de kernspins bij geschikte keuze van gradiëntgolfvormen. Er wordt voor 25 de beschrijving van dit fenomeen nogmaals verwezen naar genoemd artikel van Nishimura. Volgens de uitvinding wordt het glad verlopend faseverschil g geschat en wordt het glad verlopend faseverschil g geëlimineerd vóór de aftrekking van uit de twee verzamelingen resonantiesignalen gevormde beelden. Het discontinu faseverschil zal in 30 het algemeen relatief klein zijn. De schatting dient derhalve nauwkeurig te zijn. De zich in geprogrammeerde rekenmiddelen bevindende werkwijze zal hier verder worden toegelicht. Het faseverschil Δφ (in het algemeen meerdimensionaal) tussen de complexe beelden wordt ontwikkeld in een reeks van basisfunkties die langzaam verlopen met de positie in het 35 beeld. Als voorbeeld wordt een tweedimensionaal geval gekozen.

Δφ(κ,γ) = SIGMA Cjj.Q^ix.y) waarin Qjj(x,y) een verzameling van tweedimensionale basisfunkties

87 0 1 64 Z

4 PHN 12.182 11 vormen, bij voorbeeld produkten van polynomen P,

Qij(xty) = Pj: (x) -Pj(y) SIGMA een sommatie over i en j is, x en y beelddimensies zijn en Cjj coëfficiënten van de ontwikkeling. Er kunnen voor P bijvoorbeeld 5 Chebyshev-polynomen T tot en met de derde orde gebruikt worden: Q^j(x,y) = T^(x).Tj(y), i+j <= 3

De Chebyshev-polynomen T worden dan bepaald door een recurrente betrekking waarvoor hier verwezen wordt naar "Handbook of Mathematical Functions" van M. Abramowitz et al., blz. 791, Dover Publications, New 10 York, 1970. De coëfficiënten c— van de ontwikkeling worden bepaald via een op zich algemeen bekende kleinste kwadraten optimalisatieprocedure. Het door wervelstromen veroorzaakt glad verlopend faseverschil is goed te ontwikkelen in de basisfunkties. Dit is niet het geval voor de discontinue faseverschillen, die ontstaan door 15 bewegende kernspins. Wel kunnen de bewegende kernspins een bepaalde fout introduceren bij de optimalisatie met de optimalisatieprocedure. Door het relatief klein gewicht van het signaal van bewegende kernspins ten opzichte van stationaire kernspins is dit effekt gering. Het storend effekt van de bewegende kernspins op de optimalisatieprocedure voor het 20 glad verlopend faseverschil kan nog worden verminderd door de weegfaktoren voor pixels met bewegende kernspins klein te maken, bijvoorbeeld op grond van de verschillen van de moduli van de beelden afkomstig van de eerste en tweede verzameling resonantiesignalen.

In fig. 5a, fig. 5b en fig. 5C worden puls- en 25 gradiëntreeksen getoond als funktie van de tijd t, als voorbeeld van een implementatie van de werkwijze. Met t.j, en te zijn enige tijdstippen aangegeven.

In fig. 5a wordt een eerste en tweede cyclus in een gradiënt-echo experiment getoond voor beïnvloeding van een 30 snelheidscomponent van bewegende kernspins in de uitleesgradiëntrichting. Met hf wordt een hoogfrequent elektromagnetische puls beschreven, die wordt gevormd in de hoogfrequentgenerator 10. Door het al dan niet schakelen van een selectiegradiënt Gz gedurende de puls hf wordt een plak of een 35 groter deel van het lichaam geselecteerd. Vervolgens wordt in de eerste cyclus de voorbereidingsgradiënt Gy aangezet. Tenslotte wordt met Gx een echoresonantiesignaal e opgewekt. De gradiëntgolfvorm Gx in 87 0 164 2 PHN 12.182 12 de eerste cyclus wordt zodanig gekozen dat de fase van bewegende kernspins nul is op het tijdstip te waarop het maximum van het echoresonantiesignaal optreedt. In de tweede cyclus die volgt op de eerste cyclus wordt een gradiënt Gx' in plaats van de gradiënt 5 Gx geschakeld, die de fase van bewegende kernspins van nul verschillend laat zijn op het tijdstip te waarop het maximum van het echoresonantiesignaal optreedt. De eerste en tweede cyclus, die verder identiek zijn, worden onder variatie van de voorbereidingsgradiënt Gy een aantal malen herhaald. De resonantiesignalen e worden 10 bemonsterd in de detektor 13. In de verwerkingsmiddelen 16 worden met een Fouriertransformatie twee beelden uit de verkregen bemonsteringswaarden gevormd. De fasecorrectie voor het glad verlopend faseverschil wordt uitgevoerd en de twee complexe beelden worden van elkaar afgetrokken. De modulus van het resulterend beeld is een 15 angiogram zonder storende achtergrondinformatie. Het angiogram kan bijvoorbeeld een projectie van vaten weergeven waarin stroming met een snelheidscomponent in de uitleesrichting voorkomt. Met Gx wordt de snelheids geïnduceerde fasedraaiing gecompenseerd waardoor geen fasedraaiing wordt verkregen en met Gx' krijgen bewegende kernspins in 20 de richting van de uitleesgradiënt een extra fasedraaiing. De snelheidsafhankelijke fasedraaiing die veroorzaakt wordt door Gx tussen de tijdstippen t^ en t2 wordt opgeheven door Gx tussen de tijdstippen t2 en tg. De bipolaire gradiënt Gx tussen de tijdstippen t2 en tg heeft een tegengestelde polariteit ten opzichte 25 van de bipolaire gradiënt tussen de tijdstippen t^ en t2- De gradiëntoppervlakten 0^, C>2, 0^ en 0^ zijn gelijk. De overige gradiëntgolfvormen zijn zodanig gekozen dat voor snelheid op het tijdstip tg is gecompenseerd.

In fig. δ*5 wordt een soortgelijke puls- en 30 gradiëntreeks getoond. Door in plaats van Gv, G„ te veranderen in x y de eerste en tweede cyclus wordt een angiogram gevoelig voor stroming in de voorbereidingsgradiëntrichting verkregen.

In fig. 5C wordt een eerste en tweede cyclus in een gradiënt-echo experiment getoond voor beïnvloeding van een 35 snelheidscomponent van bewegende kernspins in de selectiegradiëntrichting. Door in fasegecorrigeerde beelden de fasen in plaats van de complexe beeldwaarden af te trekken wordt een 8761 642 \ * PHN 12.182 13 snelheidsverdeling in de selectiegradiëntrichting verkregen. In de eerste en tweede cyclus wordt de uitleesgradiênt GY aangezet om voor snelheid van bewegende kernspins in de x-richting te compenseren. De snelheidscomponent in de y-richting is bij getoonde 5 voorbereidingsgradiënt G„ nul op t_, zodat daarvoor geen y “ compensatie nodig is. Gz' kan uit Gz verkregen worden door een extra bipolaire gradiënt te schakelen. Het de sterkte van de extra bipolaire gradiënt kan een schaalfaktor voor het maximale faseverschil worden ingesteld zodanig dat voor optredende snelheden het maximale 10 faseverschil binnen een interval (~ïïfïï) blijft. Dit is in fig. 5C met een onderbroken streeplijn aangegeven.Bijvoorbeeld bij een snelheidsverdeling in slagaders kan de snelheid in een bepaalde hartfase nogal groot zijn.

De uitvinding is niet beperkt tot de getoonde 15 voorbeelden, maar binnen het kader van de uitvinding zijn voor de vakman veel variaties mogelijk. Zo kunnen vele puls- en gradiëntreeksen in de werkwijze volgens de uitvinding gebruikt worden. Ook is het mogelijk om de werkwijze volgens de uitvinding voor gevoeligheid in een willekeurige % richting in te richten. Bijvoorbeeld worden met een derde van de eerste 20 en tweede cyclus afwijkende cyclus resonantiesignalen opgewekt voor een additionele eerste verzameling resonantiesignalen. Uit de eerste en tweede verzameling wordt een complex verschilbeeld gereconstrueerd en eveneens wordt uit de additionele eerste en uit de tweede verzameling een additioneel complex verschilbeeld gereconstrueerd. Het complex en 25 additioneel coplexe verschilbeeld vertolken bijvoorbeeld respectieve gevoeligheden in x- en y-richting. Een combinatie van beide laatstgenoemde complexe beelden geeft een in beide richtingen gevoelig beeld. In enigszins gewijzigde vorm kan de beschreven werkwijze ook toegepast worden om een glad verlopende fasebijdrage in bijvoorbeeld 30 water- en vetbeelden of "inversion-recovery" longitudinale relaxatietijd -beelden te elimineren. In dergelijke situaties bevat de werkwijze slechts één cyclus die voor verschillende waarden van de voorbereidingsgradiënt een aantal malen wordt herhaald. Het eerste complexe beeld wordt met Fouriertransformatie uit de in de cycli 35 opgewekte resonantiesignalen verkregen en als tweede beeld wordt het toegevoegd complexe beeld van het eerste beeld genomen. Het schatten van de dan dubbele gladverlopende fasebijdrage gebeurt verder op de 8701 642 PHN 12.182 14 beschreven wijze. Door de helft van de geschatte fasebijdrage van het eerste complexe beeld af te trekken wordt de glad verlopende fasebijdrage in een water- en vetbeeld of “inversion-recovery" Inbeeld geëlimineerd.

87 0 1 642

Claims

1. Werkwijze voor het bepalen van een kernmagnetisatieverdeling of een daarvan afgeleide verdeling door aftrekking van beeldinformatie uit beelden afkomstig uit een eerste en een tweede verzameling van in een lichaam opgewekte resonantiesignalen, 5 dat zich in een stationair homogeen magnetisch veld bevindt, ten minste omvattende een eerste cyclus voor opwekking van de eerste verzameling resonantiesignalen, die ten minste één hoogfrequent elektromagnetische puls voor excitatie van kernspins in het lichaam en ten minste één op het homogeen magnetisch veld gesuperponeerde 10 magnetische veldgradiênt bevat, welke eerste cyclus een aantal malen wordt herhaald onder variatie van de sterkte en/of duur van ten minste één magnetische veldgradiênt en ten minste omvattende een tweede cyclus voor opwekking van de tweede verzameling resonantiesigalen, welke tweede cyclus een aantal malen wordt herhaald en die van de eerste 15 cyclus verschilt in ten minste één gradiëntgolfvorm voor het in de eerste en tweede cyclus verschillend beïnvloeden van bewegende kernspins en althans nagenoeg gelijk beïnvloeden van stationaire kernspins in het lichaam, waarbij een eerste en tweede complex beeld worden gevormd door Fouriertransformatie van respectieve 20 bemonsteringswaarden van de respectieve resonantiesignalen, met het kenmerk, dat vóór de aftrekking van de beeldinformatie een ten gevolge van het verschil in gradiëntgolfvorm optredend glad verlopende bijdrage in faseverschil tussen het eerste en tweede beeld wordt geëlimineerd door middel van een faseeorrectie, die gebruik maakt van 25 een schatting van het glad verlopend faseverschil.

2. Werkwijze volgens conclusie 1, met het kenmerk, dat een niet-lineaire faseeorrectie wordt uitgevoerd door de glad verlopende bijdrage in faseverschil tussen het eerste en tweede beeld te ontwikkelen in een reeks van geschikt gekozen basisfunkties, waarvan 30 coëfficiënten worden bepaald door het uitvoeren van een gewogen kleinste kwadraten optimalisatieprocedure ter minimalisering van het verschil tussen een met de reeks geschat glad verlopend faseverschil en het glad verlopend faseverschil tussen het eerste en tweede beeld.

3. Werkwijze volgens conclusie 1, met het kenmerk, dat de 35 niet-lineaire faseeorrectie wordt uitgevoerd door een funktie van de glad verlopende bijdrage in faseverschil van het eerste en tweede beeld te ontwikkelen in een reeks van geschikt gekozen basisfunkties, waarvan 8701 64 2 f it PHN 12.182 16 coëfficiënten worden bepaald door het uitvoeren van een gewogen kleinste kwadraten optiraalisatieprocedure ter minimalisering van het verschil tussen een met de reeks geschatte funktie van het glad verlopend faseverschil en een funktie van de glad verlopende bijdrage in 5 faseverschil tussen het eerste en tweede beeld.

4. Werkwijze volgens conclusie 3, met het kenmerk, dat de funktie een complexe exponentiële funktie is van het glad verlopend faseverschil.

5. Werkwijze volgens conclusie 2, 3 of 4, met het kenmerk, 10 dat in de optimalisatieprocedure weegfaktoren worden gebruikt, die afhangen van de modulus van respectieve pixels in het eerste en tweede beeld.

6. Werkwijze volgens conclusie 2, 3, 4 of 5, met het kenmerk, dat in de optimalisatieprocedure zodanige weegfaktoren worden 15 gekozen dat de storende invloed op de fasecorrectie in voxels met door bewegende kernspins beïnvloede fase grotendeels wordt geëlimineerd.

7. Werkwijze volgens conclusie 2, 3, 4, 5 of 6, met het kenmerk, dat de basisfunkties Chebyshev-polynomen zijn.

8. Werkwijze volgens conclusie 1, met het kenmerk, dat een 20 lineaire fasecorrectie wordt uitgevoerd.

9. Werkwijze volgens één der voorafgaande conclusies, met het kenmerk, dat de lineaire fasecorrectie vóór de niet-lineaire fasecorrectie wordt uitgevoerd.

10. Werkwijze volgens één der voorafgaande conclusies, 25 met het kenmerk, dat de beeldinformatie van het door aftrekking verkregen beeld wordt gevormd door de modulus van de complexe beeldwaarden in de pixels van het beeld.

11. Werkwijze volgens één der conclusies 1 t/m 9, met het kenmerk, dat de beeldinformatie van het door aftrekking verkregen beeld 30 wordt gevormd door faseverschillen in de pixels van het eerste en tweede complexe beeld.

12. Werkwijze volgens één der voorafgaande conclusies, met het kenmerk, dat bij variatie van de sterkte van de magnetische voorbereidingsgradiënt de eerste en tweede cyclus afwisselend worden 35 uitgevoerd.

13. Inrichting voor het bepalen van een projectieve kernmagnetisatieverdeling van een lichaam, welke inrichting middelen 8701 64 2 * * PHN 12.182 17 voor het opwekken van een stationair homogeen magnetisch veld, middelen voor het opwekken van hoogfrequent elektromagnetische pulsen, middelen voor het opwekken van magnetische veldgradiënten, besturingsmiddelen voor voornoemde middelen en verwerkingsmiddelen, die zijn voorzien van 5 geprogrammeerde rekenmiddelen voor het vormen van complexe beelden uit bemonsteringswaarden, welke met bemonsteringsmiddelen zijn verkregen uit in het lichaam in cycli opgewekte resonantiesignalen, bevat, waarbij de verwerkingsmiddelen verder zijn voorzien van geprogrammeerde rekenmiddelen voor het vormen van een kernmagnetisatieverdeling door 10 aftrekking van beeldinformatie uit onder aanlegging van magnetische veldgradiënten met verschillende gradiëntgolfvormen verkregen beelden, met het kenmerk, dat de verwerkingsmiddelen verder zijn voorzien van geprogrammeerde rekenmiddelen om vóór aftrekking van de beeldinformatie een ten gevolge van het verschil in de 15 gradiëntgolfvormen optreden glad verlopende bijdrage in faseverschil tussen het eerste en tweede beeld te elimineren door middel van een fasecorrectie.

14. Inrichting volgens conclusie 13, met het kenmerk, dat de verwerkingsmiddelen verder zijn voorzien van geprogrammeerde 20 rekenmiddelen voor het ontwikkelen van de glad verlopende bijdrage in faseverschil in een reeks van in de geprogrammeerde rekenmiddelen aanwezige basisfunkties, en voor het bepalen van coëfficiënten van de reeks met een in de geprogrammeerde rekenmiddelen aanwezige kleinste kwadraten optimalisatieprocedure ter minimalisering van het verschil 25 tussen de glad verlopende bijdrage in faseverschil en een met de basisfunkties geschat glad verlopend faseverschil. 8701 642