WO2011156827A1 - Verfahren zur verarbeitung von magnetresonanzsignalen - Google Patents

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Simon Daniel Robinson
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    • G01R33/5659—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the RF magnetic field, e.g. spatial inhomogeneities of the RF magnetic field

Definitions

  • the invention relates to a method for processing magnetic resonance signals, wherein an excitation signal is emitted with a high-frequency excitation coil and thereby an object for emitting a magnetic resonance signal is excited, which is detected after expiration of an echo time of at least one receiver coil as a received signal containing phase information, which in particular have phase offsets caused by propagation time differences of the magnetic resonance signal forming a phase information background signal that is taken into account in the evaluation of the received signal.
  • Magnetic resonance tomography which is used as an imaging method for representing the structure and function of human tissue and organs, is used in medical diagnostics in particular.
  • MR spectroscopy can be used to identify or quantify metabolites.
  • nuclear magnetic resonance spectroscopy NMR spectroscopy
  • Magnetic resonance uses the physical fact that atomic nuclei can have a spin and therefore a magnetic moment.
  • a static magnetic field referred to as B 0 magnetic field
  • B 0 magnetic field For atomic nuclei with a non-zero nuclear spin this leads to a splitting of the otherwise degenerate nuclear spin energy levels.
  • electromagnetic radiation of suitable frequencies is generated.
  • a high-frequency excitation coil is provided, can be sent with the excitation pulses in the radio frequency range.
  • the excitation signal of the RF excitation coil causes a magnetic resonance signal which is received by the receiver coil.
  • the magnetic resonance signal is complex, ie it can by a real part and an imaginary part or by a magnitude and a phase are described.
  • EP 1 094 333 B1 discloses a method in which image data obtained by magnetic resonance are subjected to low-pass filtering in order to obtain a compensated phase image.
  • phase information also has slowly varying or constant background signals, which are known in the art as "pha
  • phase offsets have a variety of causes, of which, in particular, differences in transit times between the individual volume elements of the object under investigation and the receiver coil or the different receiver coils have to be mentioned
  • the propagation speed of the magnetic resonance signal depends on the type of tissue, and deviating delays in the electronics of the respective receiver coils can in turn cause phase offsets.
  • phase difference images are created.
  • EP 1 310 211 A1 describes a magnetic resonance method for the separate imaging of water or fat at different echo times.
  • the object of the present invention is to provide a robust and easy-to-implement method, can be reliably identified with the unwanted phase offsets in the magnetic resonance signal.
  • phase information for a first echo time and further phase information for a different from the first echo time are determined or evaluated and from a comparison of the for the first or second phase echo time, the phase offsets are determined, wherein the phase offsets for correcting the phase information are subtracted from the phase information.
  • the object is excited once by means of an excitation signal of the RF excitation coil in order to produce a magnetic resonance signal of the object which is received by the receiver coil.
  • the received phase information includes a first component that is proportional to the local deviation of the magnetic field from the applied static magnetic field; this component of the phase contains the information useful for resolving the structures in the examined object.
  • the phase signal also has phase offsets which form a disturbing background signal.
  • the inventive method is based on the recognition that the phase offsets represent a spatially slowly varying or constant signal that is not dependent on the local magnetic field and is approximately equal for both echo times. This makes it possible to decouple the two components of the phase information.
  • the phase information of the magnetic resonance signal for a first time ie a first echo time of the magnetic resonance signal, and at a time interval to the first echo time for a second echo time are detected and evaluated in the receiver coil.
  • phase information is compared with one another, wherein the phase offsets can be deduced from the differences between the phase information obtained at the first echo time and at the second echo time.
  • the method according to the invention makes it possible to represent the phase offsets as a three-dimensional function of the location coordinates associated with the voxels of the object being examined.
  • phase offsets to correct the phase information from the phase information is subtracted.
  • a very simple, robust method for correcting the phase information is provided.
  • the under twice evaluation the phase information determined phase offsets subtracted from the intended for further processing phase information.
  • phase information obtained at the first echo time and for the second echo time it is expedient for the phase information obtained at the first echo time and for the second echo time to be weighted in the determination of the phase offsets with the first or with the second echo time.
  • the selected echo times are used to weight the phase information as the phase offsets are calculated.
  • phase offsets it is particularly advantageous if the phase offsets according to the formula where ⁇ RX is the phase offsets, T el unc
  • T E2 denotes the first and second echo time, respectively, and 2 denotes the phase information obtained at the first and the second echo time, respectively.
  • phase offsets can then be subtracted from the phase information of the first and the second echo time.
  • the index "RX" in the designation of the phase offsets indicates that the phase information is dependent on the location coordinates; depending on the application of the method according to the invention, there is a zero, one, two or three dimensional spatial dependence of the phase sen offsets.
  • phase offsets determined in a scan of the object with two times acquisition or recording of the phase information are used for the correction of phase information obtained in the same scan. Accordingly, a single scan of the object is carried out to obtain corrected phase information, wherein after a single excitation of the object, the phase information for the first and the second echo time are evaluated. The phase offsets are then determined from a comparison of the phase information. The thus determined phase offsets can then be subtracted from the phase information obtained in the course of the same scan in order to obtain corrected phase information. To be able to resolve even small structures of the object, this scan is performed with a high resolution.
  • the phase offsets are determined from phase information obtained in a scan performed with a first, low resolution and subtracted from phase information obtained in a scan performed with a second, higher resolution.
  • This method takes advantage of the fact that no special requirements for the resolution of the scan are made to determine the phase offsets.
  • the phase offsets can be determined in a comparatively low resolution scan.
  • the second scan is performed with high resolution; however, in this high-resolution run, only one-time recording of the phase information is required, so that a considerable reduction in the amount of data that is required and easier processing of the data can be achieved.
  • a reduction of the noise exposure for the patient can be achieved.
  • the magnetic resonance signals are received in a plurality of receiver coils, which are designed in particular as a multi-channel receiver coil.
  • the inventive method is particularly suitable for parallel imaging ("parallel imaging"). Due to differences in transit time, unavoidable delays in the detection of the magnetic resonance signal in the electronics of the receiver coils, etc., the multi-channel or
  • Multi-channel receiver coils particularly susceptible to the occurrence of phase offsets, which in particular for the acquisition of suitable for medical diagnosis phase data must be considered. Accordingly, the inventive identification of the phase offsets and corresponding correction of the phase information can be used with particular advantage in magnetic resonance methods in which a plurality of receiver coils are provided.
  • phase-offset-corrected phase information for the magnetic resonance tomography it is favorable if the phase information of the receiver coils corresponds to phase image data of the object, the corrected phase image data being combined into a phase image. Accordingly, phase image data are obtained from the phase information of the magnetic resonance signal, wherein the phase offsets are identified and subtracted from the phase image data. The adjusted phase image data of the individual receiver coils can then be combined to form a diagnostic image.
  • the method according to the invention can in principle also be used in other methods apart from the imaging; in particular, it is conceivable to reduce background ⁇ signal of a magnetic resonance spectroscopy method.
  • phase information of the magnetic resonance signal it is Güns ⁇ kind, when the phase information of the receiver coils are subjected to a phase unwrap method for the correction of phase ambiguities before the phase offset is determined and Correction of the phase information can be used.
  • Fig. 1 shows schematically a block diagram of a magnetic resonance An ⁇ order for performing the method according to the invention
  • FIG. 2 is a flow chart of a first embodiment of the method according to the invention.
  • FIG. 3 shows a flow chart of a further variant of the method according to the invention.
  • 1 shows schematically a magnetic resonance arrangement 1, which has a magnetic resonance system 100, which is connected to a computing unit 140.
  • the magnetic resonance system 100 has a field coil 110 with which a static magnetic field, the so-called B 0 magnetic field, is generated.
  • a gradient coil unit 115 is provided to form a gradient in the intensity of the static B 0 magnetic field of the field coil 110. This allows a spatial assignment of individual volume elements of an object 125, which has the tissue to be examined.
  • the object 125 is located in the excitation space of the field coil 110 or the gradient coil unit 115.
  • a high-frequency (HF) excitation coil 120 is provided to excite the object 125.
  • HF high-frequency
  • the excitation coil 120 outputs a resonant high-frequency excitation signal with which the spins of the atomic nuclei of the examined tissue are deflected at an angle of, for example, between 5 ° and 40 ° to the direction of the Bo magnetic field of the field coil 110; Of course, in modified variants of the method, other excitation angles are possible.
  • the arithmetic unit 140 has a control and regulation unit 150 with which the gradient fields generated by the gradient coil unit 115 and the emission of the excitation signals by means of the excitation coil 120 can be controlled or regulated.
  • the excitation coil 120 is configured to emit excitation signals, the transverse magnetization whatsoeverru ⁇ fen in the object 125th
  • the excitation of the object 125 takes place once during the gradient-echo-pulse-sequence scan.
  • the object is excited several times by means of a sequence of excitation signals or pulses.
  • the transverse magnetization decreases exponentially, with the system returning to its original state where the spins randomly precess around the Bo magnetic field. This process is called dephasing.
  • a relaxation of the longitudinal magnetization takes place in the direction of the Bo magnetic field.
  • the high-frequency signal emitted by the object is received in a multi-channel receiver coil 130 as a received signal, wherein the (single or multiple) recording of the magnetic resonance signal through Refocusing of the magnetization is effected.
  • individual channels or receiver coils 135 of the multi-channel receiver coil 130 the electrical voltage which is induced by the transverse magnetization is measured.
  • the illustrated embodiment with multiple receiver coils 135 forming a multi-channel receiver coil 130 is particularly suitable for high magnetic field applications where it is hardly possible to use a combined transmit / receive coil, a so-called volume or body coil.
  • the multi-channel receiver coil 130 has eight receiver coils 135 in which the magnetic resonance signal is detected.
  • the waiting time between the excitation of the object 125 and the measurement of the induced magnetic resonance signal is referred to as the echo time TE.
  • the recorded magnetic resonance signal is processed in an evaluation unit 170 of the arithmetic unit 140.
  • the evaluation unit 170 is in particular configured to generate image data from the magnetic resonance signal after a Fourier transformation has been carried out, which image data can be viewed as sectional images of the examined tissue on a display 190.
  • the arithmetic unit 140 is further connected to an operating console 195, with which settings for the execution of the magnetic resonance method can be made.
  • the data obtained during the execution of a scan from the magnetic resonance signal are stored in a memory 160 of the arithmetic unit 140.
  • phase information ⁇ of the magnetic resonance signal is also reconstructed, which were mostly neglected in early applications of magnetic resonance.
  • the phase information ⁇ of the magnetic resonance signal has a constant or slowly (spatially) varying background signal, which is composed of different phase offsets 6RX.
  • a significant cause of these phase offsets ⁇ are skew differences between the volume elements of the object 125 and the respective receiver coils 135 of the multi-channel receiver coil 130; various delays in the processing electronics of the receiver coils 135 cause further phase offsets ⁇ .
  • the magnetic resonance arrangement 1 or the associated method according to the invention should make it possible to reliably identify the phase offsets 6RX and to obtain them of corrected phase information.
  • the object 125 is first exposed to an excitation signal of the excitation coil 120, which causes a magnetic resonance signal.
  • the evaluation unit 170 processes the received signal after a first echo time T EI and after a second echo time TEI, which is different from the first echo time T EI .
  • the evaluation unit 170 of the magnetic resonance arrangement 1 according to the invention has a comparison module 180 which compares the phase information ⁇ 1 or ⁇ 2 of the magnetic resonance signal obtained at the first echo time T EI or at the second echo time T E2 . From a comparison of the phase information obtained for the first and the second echo time T EI or T E2 , the phase offsets 9RX can be determined.
  • phase offsets 6 R X on the one hand “online”, ie be made directly on the console of the magnetic resonance system 100.
  • the recorded data it is also possible and often preferred for the recorded data to be stored or transferred to another arithmetic unit (for example a personal computer, etc.) on which the evaluation of the data takes place "offline", ie independently of the magnetic resonance system 100 , Accordingly, the recording of the magnetic resonance signals and the determination according to the invention of the phase offsets can be spatially or temporally separated.
  • the parameters for the method are initialized (FIG. 2).
  • the object to be examined 125 is excited in a method step 201 by means of an excitation signal of the RF excitation coil 120 once for emitting a magnetic resonance signal.
  • the complex magnetic resonance signal is received in a step 202 by receiver coils 135 of a multi-channel receiver coil 130 by refocusing the transverse magnetization as a received signal.
  • the phase information (9/1) detected at the receiver coils 135 is evaluated (step 203) by the evaluation unit 170 of the arithmetic unit 140. From the phase information 9u for the first echo time TEI corresponding phase image data are created (step 205).
  • phase image data for the first echo time TEI are subjected to a phase-unwrapping process (step 207).
  • the Pha ⁇ senva 0 2 are added for i different from the first echo time TEI second echo time TE2 (step 204) to phase image data for the second echo time TE2 to obtain (step 206).
  • the phase information 0 2, i or the associated phase image data evaluated for the second echo time T E 2 are cleaned of phase ambiguities in an unwrapping method (step 208).
  • the phase information 0j, i or 0 2 , i are compared with one another in a method step 209.
  • ⁇ designates the deviation of the local magnetic field from the applied static magnetic field Bo, 2 ⁇ a proportionality factor and TEI or T E 2 the first and second echo time, respectively.
  • the phase offsets 0RXJ represent a three-dimensional position function for each receiver coil 1.
  • the phase offsets 0RX are determined. For this the formula becomes which results from a combination of the equations for the phase information ⁇ 1, ⁇ or 0 2, i subjected to the unwrapping method. To correct phase information 0ij , k " rr . respectively.
  • the determined phase offsets ORX are subtracted from the phase information ⁇ 1, ⁇ obtained before the unwrapping method for the first echo time TEI or the phase information 0 2, i for the second echo time TE 2 (step 211) ,
  • the respective other phase information 0 2, i or can be discarded or combined to achieve a higher signal-to-noise ratio with the of the phase offsets ⁇ , ⁇ adjusted phase information 0u or ⁇ 2.1.
  • the second echo time T E2 corresponds to an optimum echo time at which an optimal contrast or an optimal resolution of the phase information or the associated phase image data is achieved; the phase information 62 , 1 for the second, optimal echo time T E i are further processed, whereas the phase information ⁇ , ⁇ are discarded. Subsequently, the corrected phase information QiMmr. which are given to the receiver coils 135 by the difference ⁇ - ⁇ , ⁇ are summed in a step 212 over all the channels or receiver coils 135 of the multi-channel receiver coil 130 to obtain combined phase information ⁇ "". For this the equation is
  • the combined phase information 9 WM or phase image data can undergo another unwrapping process in order to obtain a diagnostic image which is adjusted for phase ambiguities and the phase offsets ⁇ .
  • the method is finally completed in step 214.
  • This embodiment of the method is particularly suitable for a single scan or run, in which both the phase offsets 6 RXJ and the phase information ⁇ 1 or phase image data suitable for diagnostic purposes are determined.
  • FIG. 3 shows a further embodiment of the method according to the invention, wherein the object 125 is displayed in two separate scans or
  • a first scan is performed in which the magnetic resonance signal is recorded at a first, low resolution.
  • the individual method steps of the first scan correspond to method steps 201-210 according to the sequence shown in FIG. 2.
  • the phase offsets OR X J are obtained (step 302).
  • the phase sen information ⁇ , ⁇ or 6 2 , 1 themselves are not intended for Rothverarbei ⁇ tion.
  • the resolution of the first scan may be lower than a resolution required to obtain diagnostic image data.
  • the low resolution of the first scan advantageously enables a reduction of the accumulated data volumes.
  • the object 125 is subjected to a second scan in a method step 303, which can be performed before or after the first scan.
  • the second scan is performed at a second resolution, which is substantially higher than the first resolution, in order to obtain high-resolution phase image data which permit a medical analysis of the object under examination 125.
  • the object 125 once energized (step 304), wherein receive the induced MR signal to the multi-channel Emp ⁇ catcher coil 130 (step 305) and an echo time TE, such as the optimal echo time ⁇ , ⁇ ⁇ . , is madewer ⁇ tet (step 306).
  • phase offsets ⁇ is ⁇ subtracted from the obtained once for the echo ⁇ time T E phase information ⁇ of the second scan (step 307) to corrected high ⁇ to get resolved phase information ⁇ .
  • the phase Informa ⁇ functions ⁇ 125 are as described in connection with Fig. 2 for the individual receiver coils 1 of the multi-channel receiver coil explains into a single image are combined (step 308) and optionally an unwrap process undergone (step 309) to a finished diagnostic To get picture.
  • the diagnostic image can be viewed at the end of the process (step 310), for example on the display 190 of the computing unit 140.

Abstract

Verfahren zur Verarbeitung von Magnetresonanzsignalen, wobei mit einer Hochfrequenz-Anregungsspule (110) ein Anregungssignal abgegeben und dadurch ein Objekt (125) zum Aussenden eines Magnetresonanzsignals angeregt wird, welches nach Ablauf einer Echozeit (TE) von zumindest einer Empfängerspule (135) als Empfangssignal erfasst wird, das Phaseninformationen (θ) enthält, welche insbesondere durch Laufzeitunterschiede des Magnetresonanzsignals verursachte Phasen-Offsets (θ RX ) aufweisen, die ein Phaseninformationen-Hintergrundsignal bilden, das bei der Auswertung des Empfangssignals berücksichtigt wird, wobei nach einmaliger Anregung des Objekts (125) die Phaseninformationen (θ 1 ) für eine erste Echozeit (TE1) und weitere Phaseninformationen (θ 2 ) für eine von der ersten Echozeit (TE1) verschiedene zweite Echozeit (TE2) ermittelt bzw. ausgewertet werden und aus einem Vergleich der für die erste (TE1) bzw. zweite Echozeit (TE2) erhaltenen Phaseninformationen (θ 1 ) bzw. (θ 2 ) die Phasen-Offsets (θ RX ) ermittelt werden, wobei die Phasen-Offsets (θ RX ) zur Korrektur der Phaseninformationen (θ 1 , θ 2 ) von den Phaseninformationen (θ 1 ; θ 2 ) subtrahiert werden.

Description

Verfahren zur Verarbeitung von Magnetresonanzsiqnalen
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Verarbeitung von Magnetresonanzsignalen, wobei mit einer Hochfrequenz-Anregungsspule ein Anregungssignal abgegeben und dadurch ein Objekt zum Aussenden eines Magnetresonanzsignals angeregt wird, welches nach Ablauf einer Echozeit von zumindest einer Empfängerspule als Empfangssignal erfasst wird, das Phaseninformationen enthält, welche insbesondere durch Laufzeitunterschiede des Magnetresonanzsignals verursachte Phasen-Offsets aufweisen, die ein Phaseninformationen-Hintergrundsignal bilden, das bei der Auswertung des Empfangssignals berücksichtigt wird.
Das Prinzip der Kernspinresonanz bzw. Magnetresonanz wird seit langem genutzt, um Informationen über Struktur und Dynamik des atomaren bzw. molekularen Aufbaus eines Untersuchungsobjekts zu erhalten. In der medizinischen Diagnostik findet insbesondere die Magnetresonanztomographie (MRT) Anwendung, welche als bildgebendes Verfahren zur Darstellung von Struktur und Funktion von menschlichem Gewebe und Organen eingesetzt wird. Mit der MR- Spektroskopie können Metaboliten identifiziert bzw. quantifiziert werden. Für die organische Chemie und Biochemie ist zudem die Kernspinresonanzspektroskospie (NMR-Spektroskopie ) von großer Bedeutung, um Rückschlüsse auf die Struktur der untersuchten Probe und dynamische Effekte, wie Reaktionsmechanismen, zu gewinnen. Bei der Magnetresonanz wird die physikalische Tatsache genutzt, dass Atomkerne einen Eigendrehimpuls (Spin) und somit ein magnetisches Moment besitzen können. Bei Verfahren, die auf der Kernspinresonanz beruhen, wird ein statisches magnetisches Feld, als B0-Magnetfeld bezeichnet, erzeugt, dem das zu untersuchende Gewebe ausgesetzt wird. Dies führt für Atomkerne mit einem von Null verschiedenen Kernspin zu einer Aufspaltung der sonst entarteten Kernspinenergieniveaus. Um diese Energieniveaus in einem MR-Experiment untersuchen zu können, wird elektromagnetische Strahlung geeigneter Frequenzen erzeugt. Zur Anregung des Objekts ist eine Hochfrequenz-Anregungsspule vorgesehen, mit der Anregungsimpulse im Radiofrequenzbereich ausgesandt werden können. Das Anregungssignal der HF-Anregungsspule bewirkt ein Magnetresonanzsignal, das von der Empfängerspule empfangen wird. Das Magnetresonanzsignal ist komplex, d.h. es kann durch einen Realteil und einen Imaginärteil bzw. durch eine Magnitude und eine Phase beschrieben werden. Ursprünglich wurde lediglich die Magnitude des Magnetresonanzsignals ausgewertet; in jüngerer Vergangenheit rücken jedoch zunehmend die im Magnetresonanzsignal enthaltenen Phaseninformationen ins Zentrum des Interesses. In Verbindung mit zunehmender Feldstärke der verwendeten Anregungsspulen konnten so große Fortschritte bei der Darstellung von Hirnstrukturen, beispielsweise von Tumoren, regenerativen Krankheiten, etc. erzielt werden. Für Bildgebungsverfahren bei hohen Magnetfeldstärken wurden Mehrkanal-Empfängerspulen entwickelt, welche aus den jeweils empfangenen Magnetresonsanzsigna- len gesonderte Phasenbilder erzeugen.
Nachteiligerweise existiert jedoch bis heute keine zufriedenstellende Lösung, um die einzelnen Phasenbilder der Empfängerspulen zu einem korrigierten Diagnose-Bild zu kombinieren; dies gilt insbesondere für Magnetresonanz-Tomographen, bei denen aufgrund der verwendeten hohen Magnetfeldstärken auf eine Volumenspule bzw. Körper-Spule ("volume coil" bzw. "body coil") ver¬ zichtet wird. Eine Hauptursache dafür sind störende Anteile in den Phaseninformationen der Magnetresonanzsignale, die keine Informationen über das Objekt enthalten und die Identifizierung der untersuchten Strukturen erschweren. Eine Komponente dieser störenden Anteile in den Phasensignalen sind sogenannte „Wraps" bzw. Phasen-Mehrdeutigkeiten, welche darauf zurückzuführen sind, dass die Phaseninformationen lediglich im Bereich von [-π, +π] de¬ finiert sind, sodass Signale, die sich um ein Vielfaches von 2π unterscheiden, nicht aufgelöst werden können. Diese unerwünsch¬ ten Sprünge zwischen -π und +π sollen entfernt werden, bevor die Phasenbilder zum fertigen Diagnose-Bild kombiniert werden. Hier¬ für wurden im Stand der Technik verschiedene Algorithmen und Verfahren vorgeschlagen, welche im Allgemeinen eine zuverlässige Identifizierung der Phasen-Mehrdeutigkeiten und die Bereinigung der Phasenbilder erlauben. Aus der EP 1 094 333 Bl ist beispielsweise ein Verfahren bekannt, bei dem durch Magnetresonanz erhaltene Bilddaten einer Tiefpassfilterung unterzogen werden, um ein kompensiertes Phasenbild zu erhalten.
Die Phaseninformationen weisen zudem langsam variierende oder konstante Hintergrundsignale auf, die in der Fachwelt als „Pha- sen-Offsets" bezeichnet werden. Die Phasen-Offsets haben vielfältige Ursachen, von denen insbesondere Laufzeitunterschiede zwischen den einzelnen Volumenelementen des untersuchten Objekts und der Empfängerspule bzw. den verschiedenen Empfängerspulen zu nennen sind. Die Laufzeitunterschiede gehen einerseits auf verschiedene Wegstrecken zwischen den Voxels und der jeweiligen Empfängerspule zurück; zudem ist die Ausbreitungsgeschwindigkeit des Magnetresonanzsignals von der Gewebeart abhängig. Abweichende Verzögerungen in der Elektronik der jeweiligen Empfängerspulen können ihrerseits Phasen-Offsets hervorrufen.
Diese Problematik ist im Stand der Technik seit längerem bekannt und es wurden verschiedene Lösungswege vorgeschlagen, um die Phasen-Offsets bei der Auswertung der Phaseninformationen des Magnetresonanzsignals zu berücksichtigten.
In dem Artikel „Development of a robust method for generating 7.0 T multichannel phase images of the brain with application to normal volunteers and patients with neurological diseases" (Neu- rolmage, 2008) schlagen Hammond et al . vor, die Phase des Magnetresonanzsinais in einem zentralen Bereich bzw. Voxel zu berechnen. Dieser Wert wird zur Korrektur der Phasenbilder von den den übrigen Voxeln zugeordneten Phasen abgezogen. Anschließend werden die phasenkorrigierten Daten zu einem einzigen Bild aufaddiert, woraufhin in einem Phasen-Unwrap-Verfahren Phasen-Mehrdeutigkeiten entfernt werden. Dieses Verfahren geht somit davon aus, dass die Phasen-Offsets der einzelnen Kanäle der Multika- nal-Empfängerspule für jedes Phasenbild konstant sind, wobei die Phase im Zentrum jedes Phasenbildes auf Null gesetzt wird. Es hat sich jedoch herausgestellt, dass dieses Verfahren für Arte¬ fakte anfällig ist und Bereiche niedrigen Signal-Rausch-Verhältnisses aufweist. Die unzureichenden Ergebnisse dieses Verfahrens sind hauptsächlich auf die vorgenommene Näherung zurückzuführen, dass die Phasen-Offsets über das Phasenbild konstant sind, was üblicherweise jedoch nicht der Fall ist.
Im Artikel "Evaluation of a new method to correct the effects of motion-induced B0-field Variation during fMRI", J.P. Marques et al., Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 13 (2005), wird ein Verfahren zur Korrektur von Verzerrungen in Magnetresonanz-Bildern auf Basis von Phasendifferenz-Informationen ("field maps") beschrieben, die durch inhomogene B0-Felder hervorgerufen werden.
Der Artikel "A New EPI-Based Dynamic Field Mapping Method: Application to Retrospective Geometrical Distortion Correction", F. Lamberton et al., Journal of Magnetic Resonance Imaging 26:747- 755 (2007), beschäftigt sich mit der Korrektur von geometrischen Verzerrungen von Magnetresonanz-Bildern unter Verwendung von Phasendifferenz-Informationen .
Im Stand der Technik sind allgemein verschiedenste Magnetresonanz-Verfahren bekannt, bei welchen Phasendifferenz-Bilder (sog. field maps) erstellt werden.
Aus der DE 196 31 916 AI ist ein solches Verfahren zur Abbildung von thermischen Veränderungen in Geweben unter Verwendung von Doppel-Echo-Impulsfolgen bekannt .
In der EP 1 310 211 AI ist ein Magnetresonanz-Verfahren zur getrennten Abbildung von Wasser bzw. Fett zu unterschiedlichen Echozeiten beschrieben.
Aus der US 5,627,469 ist ein Magnetresonanz-Verfahren beschrieben, welches sich mit der Korrektur von andersartigen Fehlern in den Phaseninformationen beschäftigt.
Demgegenüber besteht die Aufgabe der vorliegenden Erfindung darin, ein robustes und einfach zu implementierendes Verfahren anzugeben, mit dem unerwünschte Phasen-Offsets im Magnetresonanzsignal zuverlässig identifiziert werden können.
Dies wird beim Verfahren der eingangs angeführten Art dadurch erzielt, dass nach einmaliger Anregung des Objekts die Phaseninformationen für eine erste Echozeit und weitere Phaseninformationen für eine von der ersten Echozeit verschiedene, zweite Echozeit ermittelt bzw. ausgewertet werden und aus einem Vergleich der für die erste bzw. zweite Echozeit erhaltenen Phaseninformationen die Phasen-Offsets ermittelt werden, wobei die Phasen-Offsets zur Korrektur der Phaseninformationen von den Phaseninformationen subtrahiert werden. Beim erfindungsgemäßen Verfahren wird das Objekt beispielsweise mittels eines Anregungssignals der HF-Anregungsspule einmal angeregt, um ein Magnetresonanzsignal des Objekts hervorzurufen, das von der Empfängerspule empfangen wird. Die empfangenen Phaseninformationen weisen eine erste Komponente auf, die zur lokalen Abweichung des Magnetfelds vom angelegten statischen Magnetfeld proportional ist; diese Komponente der Phase enthält die zur Auflösung der Strukturen im untersuchten Objekt nützlichen Informationen. Das Phasensignal weist zudem Phasen-Offsets auf, die ein störendes Hintergrundsignal bilden. Das erfindungsgemäße Verfahren beruht auf der Erkenntnis, dass die Phasen-Offsets ein räumlich langsam variierendes oder konstantes Signal darstellen, das nicht vom lokalen Magnetfeld abhängig ist und für beide Echozeiten annähernd gleich ist. Dies ermöglicht es, die beiden Komponenten der Phaseninformationen zu entkoppeln. Zu diesem Zweck werden in der Empfängerspule die Phaseninformationen des Magnetresonanzsignals für einen ersten Zeitpunkt, d.h. eine erste Echozeit des Magnetresonanzsignals, und in einem zeitlichen Abstand zur ersten Echozeit für eine zweite Echozeit erfasst und ausgewertet. Die Phaseninformationen werden miteinander verglichen, wobei aus den Unterschieden zwischen den zur ersten Echozeit und zur zweiten Echozeit erhaltenen Phaseninformationen auf die Phasen-Offsets geschlossen werden kann. Somit erlaubt ein Vergleich zwischen den zu unterschiedlichen Zeitpunkten aufge¬ nommenen Phaseninformationen die Phasen-Offsets zu identifizie¬ ren und bei der Weiterverarbeitung der Daten zu berücksichtigen. Das erfindungsgemäße Verfahren ermöglicht es insbesondere, die Phasen-Offsets als dreidimensionale Funktion der den Voxeln des untersuchten Objekts zugeordneten Ortskoordinaten darzustellen. Somit ist es nicht mehr erforderlich, die Phasen-Offsets durch einen konstanten Wert anzunähern, sodass vorteilhafterweise Ar¬ tefakte und Bereiche niedrigen Signal-Rausch-Verhältnisses weitestgehend vermieden werden können. Um die Phaseninformationen des Magnetresonanzsignals für eine nachfolgende Auswertung vor¬ zubereiten, werden die Phasen-Offsets zur Korrektur der Phaseninformationen von den Phaseninformationen subtrahiert. Demnach wird ein sehr einfaches, robustes Verfahren zur Korrektur der Phaseninformationen zur Verfügung gestellt. Um die Phaseninformationen zu korrigieren, werden die unter zweimaliger Auswertung der Phaseninformationen ermittelten Phasen-Offsets von den für die Weiterverarbeitung vorgesehenen Phaseninformationen abgezogen .
Zur Berechnung der Phasen-Offsets ist es zweckmäßig, wenn die zur ersten Echozeit und zur zweiten Echozeit erhaltenen Phaseninformationen bei der Ermittlung der Phasen-Offsets mit der ersten bzw. mit der zweiten Echozeit gewichtet werden. Demnach werden die gewählten Echozeiten zur Gewichtung der Phaseninformationen herangezogen, wenn die Phasen-Offsets berechnet werden.
Zur Ermittlung der Phasen-Offsets ist es insbesondere günstig, wenn die Phasen-Offsets nach der Formel
Figure imgf000008_0001
berechnet werden, wobei ΘRX die Phasen-Offsets, TEl unc| TE2 die erste bzw. zweite Echozeit, und 2 die zur ersten bzw. zur zweiten Echozeit erhaltenen Phaseninformationen bezeichnet. Die¬ se Formel beruht darauf, dass die zur ersten bzw. zur zweiten Echozeit erfassten Phaseninformationen durch die Gleichungen θ, = ΙττγΑΒοΤ,η + θκχ bzw. θ2 = 2πγΑΒοΤΞ2 + 9RX gegeben sind, worin mit ΔΒο die Abweichung des lokalen Magnetfelds vom angelegten statischen Magnetfeld Bo, 2πγ einen Proportionalitätsfaktor und TEI bzw. TE2 die erste bzw. zweite Echozeit bezeichnen. Aus einer Kombination der zur ersten Echozeit TEI er¬ haltenen Phaseninformationen θι und der zur zweiten Echozeit TE2 erhaltenen Phaseninformationen Θ2 fällt der zur Magnetfeld-Abweichung proportionale Term weg, sodass durch Umordnung der Terme die gewünschten Phasen-Offsets erhalten werden. Die Phasen-Offsets können anschließend von den Phaseninformationen der ersten bzw. der zweiten Echozeit abgezogen werden. Der Index "RX" in der Bezeichnung der Phasen-Offsets deutet an, dass die Phaseninformationen von den Ortskoordinaten abhängig sind; je nach Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens liegt eine null-, ein-, zwei-, oder dreidimensionale räumliche Abhängigkeit der Pha- sen-Offsets vor.
Bei einer ersten besonders bevorzugten Ausführungsvariante des Verfahrens ist vorgesehen, dass die in einem Scan des Objekts mit zweimaliger Erfassung bzw. Aufnahme der Phaseninformationen ermittelten Phasen-Offsets zur Korrektur von Phaseninformationen herangezogen werden, die im gleichen Scan erhalten wurden. Demnach wird zur Gewinnung korrigierter Phaseninformationen ein einziger Scan des Objekts durchgeführt, wobei nach einmaliger Anregung des Objekts die Phaseninformationen zur ersten und zur zweiten Echozeit ausgewertet werden. Aus einem Vergleich der Phaseninformationen werden anschließend die Phasen-Offsets ermittelt. Die derart ermittelten Phasen-Offsets können anschließend von den im Zuge desselben Scans erhaltenen Phaseninformationen subtrahiert werden, um korrigierte Phaseninformationen zu erhalten. Um auch kleine Strukturen des Objekts auflösen zu können, wird dieser Scan mit einer hohen Auflösung durchgeführt.
Bei einer alternativen bevorzugten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens werden die Phasen-Offsets aus in einem mit einer ersten, niedrigen Auflösung durchgeführten Scan erhaltenen Phaseninformationen ermittelt und von in einem mit einer zweiten, höheren Auflösung durchgeführten Scan erhaltenen Phaseninformationen subtrahiert. Dieses Verfahren macht sich zunutze, dass zur Ermittlung der Phasen-Offsets keine besonderen Anforderungen an die Auflösung des Scans gestellt werden. Demnach können die Phasen-Offsets in einem Scan mit vergleichsweise niedriger Auflösung ermittelt werden. Um andererseits Phaseninformationen zu erhalten, die insbesondere zur Erstellung von Bilddaten für die medizinische Diagnostik geeignet sind, wird der zweite Scan mit hoher Auflösung durchgeführt; bei diesem Durchlauf mit hoher Auflösung ist jedoch lediglich eine einmalige Aufnahme der Phaseninformationen erforderlich, sodass eine erhebliche Verringerung der anfallenden Datenmengen und eine erleichterte Verarbeitung der Daten erzielbar ist. Zudem kann im Fall eines medizinischen Bildgebungsverfahrens eine Verringerung der Lärmbelastung für den Patienten erreicht werden.
Insbesondere bei Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens in Magnetresonanzanordnungen mit hohen Magnetfeldstärken ist es zur Erhöhung des Signal-Rausch-Verhältnisses und Beschleunigung der Messung günstig, wenn die korrigierten Phaseninformationen von mehreren Empfängerspulen miteinander kombiniert werden. Demnach werden die Magnetresonanzsignale in mehreren Empfängerspulen empfangen, welche insbesondere als Multikanal-Empfängerspule ausgebildet sind. Das erfindungsgemäße Verfahren ist insbesondere auch für eine parallele Bildgebung ("parallel imaging") geeignet. Aufgrund von Laufzeitunterschieden, unvermeidlichen Verzögerungen bei der Erfassung des Magnetresonanzsignals in der Elektronik der Empfängerspulen etc. sind die Mehrkanal- bzw.
Multikanal-Empfängerspulen besonders anfällig für das Auftreten von Phasen-Offsets , welche insbesondere für die Gewinnung von für die medizinische Diagnostik geeigneten Phasendaten berücksichtigt werden müssen. Demnach kann die erfindungsgemäße Identifizierung der Phasen-Offsets und entsprechende Korrektur der Phaseninformationen mit besonderem Vorteil bei Magnetresonanzverfahren angewandt werden, bei denen mehrere Empfängerspulen vorgesehen sind.
Um die korrigierten Phaseninformationen der einzelnen Empfängerspulen zu einem gemeinsamen Phasendaten-Array zusammenzufassen, ist es von Vorteil, wenn die korrigierten Phaseninformationen von mehreren Empfängerspulen nach der Formel
I miteinander kombiniert werden, wobei den Winkel des komplexen
Vektors, M{ den Betrag des Empfangssignals der /· Empfängerspule, i die empfangenen Phaseninformationen der /· Empfängerspule und ΘRXJ die ermittelten Phasen-Offsets der Empfängerspule bezeichnet. Für die Berechnung der Phasen-Offsets kann die schon beschriebene Gleichung herangezogen werden, wobei zusätzlich der Index l der Empfängerspulen zu berücksichtigen ist. Demnach wird für die den Empfängerspulen zugeordneten Phasen-Offsets folgen¬ des Gleichungssystem erhalten: Darin bezeichnet wie zuvor TE] und E2 die erste bzw. zweite Echozeit, und ^2,1 die zur ersten bzw. zur zweiten Echozeit erhaltenen Phaseninformationen.
Zur Gewinnung von Phasen-Offset-korrigierten Phaseninformationen für die agnetresonanztomographie ist es günstig, wenn die Phaseninformationen der Empfängerspulen Phasenbilddaten des Objekts entsprechen, wobei die korrigierten Phasenbilddaten zu einem Phasenbild kombiniert -werden . Demnach werden aus den Phasenin¬ formationen des Magnetresonanzsignals Phasenbilddaten gewonnen, wobei die Phasen-Offsets identifiziert und von den Phasenbilddaten subtrahiert werden. Die bereinigten Phasenbilddaten der einzelnen Empfängerspulen können anschließend zu einem Diagnose- Bild kombiniert werden. Das erfindungsgemäße Verfahren kann grundsätzlich auch in anderen Verfahren abseits der Bildgebung angewandt werden; insbesondere ist es denkbar, ein Hintergrund¬ signal eines Magnetresonanz-Spektroskopieverfahrens zu reduzieren .
Um in der Auswertung der Phaseninformationen des Magnetresonanzsignals Phasen-Mehrdeutigkeiten zu berücksichtigen, ist es güns¬ tig, wenn die Phaseninformationen der Empfängerspulen einem Pha- sen-Unwrap-Verfahren zur Korrektur von Phasen-Mehrdeutigkeiten unterzogen werden, bevor die Phasen-Offsets ermittelt und zur Korrektur der Phaseninformationen herangezogen werden.
Die Erfindung wird nachstehend anhand von in der Zeichnung dar¬ gestellten bevorzugten Ausführungsbeispielen, auf die sie jedoch nicht beschränkt sein soll, noch weiter erläutert. Im Einzelnen zeigen in der Zeichnung:
Fig. 1 schematisch ein Blockschaltbild einer Magnetresonanz-An¬ ordnung zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens;
Fig. 2 ein Ablaufdiagramm einer ersten Ausführungsvariante des erfindungsgemäßen Verfahrens; und
Fig. 3 ein Ablaufdiagramm einer weiteren Ausführungsvariante des erfindungsgemäßen Verfahrens. In Fig. 1 ist schematisch eine Magnetresonanz-Anordnung 1 gezeigt, welche eine Magnetresonanz-Anlage 100 aufweist, die mit einer Recheneinheit 140 verbunden ist. Die Magnetresonanz-Anlage 100 weist eine Feldspule 110 auf, mit der ein statisches Magnetfeld, das sogenannte B0-Magnetfeld, erzeugt wird. Zudem ist eine Gradientenspuleneinheit 115 vorgesehen, um einen Gradienten in der Intensität des statischen B0-Magnetfelds der Feldspule 110 auszubilden. Dies ermöglicht eine räumliche Zuordnung einzelner Volumselemente eines Objekts 125, welches das zu untersuchende Gewebe aufweist. Das Objekt 125 befindet sich im Anregungsraum der Feldspule 110 bzw. der Gradientenspuleneinheit 115. Zum Anregen des Objekts 125 ist eine Hochfrequenz (HF) -Anregungsspule 120 vorgesehen. Die Anregungsspule 120 gibt ein resonantes Hochfrequenz-Anregungssignal ab, mit denen die Spins der Atomkerne des untersuchten Gewebes unter einem Winkel von beispielsweise zwischen 5° und 40° zur Richtung des Bo-Magnetfelds der Feldspule 110 ausgelenkt werden; selbstverständlich sind bei abgewandelten Varianten des Verfahrens auch andere Anregungswinkel möglich. Zum Steuern der MR-Anlage 100 weist die Recheneinheit 140 eine Steuer- und Regeleinheit 150 auf, mit der die mit der Gradientenspuleneinheit 115 erzeugten Gradientenfelder und das Aussenden der Anregungssignale mittels der Anregungsspule 120 steuerbar bzw. regelbar sind.
Zur Durchführung- eines im Stand der Technik allgemein bekannten Gradienten-Echo-Pulssequenz-Scans in zwei oder drei Dimensionen ist die Anregungsspule 120 dazu eingerichtet, Anregungssignale abzugeben, die im Objekt 125 eine Quermagnetisierung hervorru¬ fen. Die Anregung des Objekts 125 erfolgt bei dem Gradienten-Echo-Pulssequenz-Scan einmalig. Bei anderen Anwendungen wird das Objekt mittels einer Sequenz von Anregungssignalen bzw. Pulsen mehrmals angeregt. Nach dem Abschalten des Anregungssignals nimmt die Quermagnetisierung exponentiell ab, wobei das System in seinen ursprünglichen Zustand zurückstrebt, in dem die Spins zufällig um das Bo-Magnetfeld präzessieren . Dieser Vorgang wird als Dephasierung bezeichnet. Zudem findet eine Relaxation der Längsmagnetisierung in Richtung des Bo-Magnetfelds statt. Das vom Objekt emittierte Hochfrequenz-Signal wird in einer Mehrkanal- Empfängerspule 130 als Empfangssignal aufgenommen, wobei die (ein- bzw. mehrmalige) Aufnahme des Magnetresonanzsignals durch Refokussierung der Magnetisierung bewirkt wird. In einzelnen Kanälen bzw. Empfängerspulen 135 der Mehrkanal-Empfängerspule 130 wird die elektrische Spannung gemessen, die durch die Quermagnetisierung induziert wird. Die dargestellte Ausführungsform mit mehreren Empfängerspulen 135, die eine Mehrkanal-Empfängerspule 130 bilden, ist insbesondere für Anwendungen mit hohen Magnetfeldern geeignet, bei denen es kaum möglich ist, eine kombinierte Sende-/Empfangsspule, eine sogenannte Volumens- oder Körper-Spule, einzusetzen. Beim gezeigten Ausführungsbeispiel weist die Mehrkanal-Empfängerspule 130 acht Empfängerspulen 135 auf, in denen das Magnetresonanzsignal erfasst wird. Die Wartezeit zwischen der Anregung des Objekts 125 und der Messung des hervorgerufenen Magnetresonanzsignals wird als Echozeit TE bezeichnet. Das aufgenommene Magnetresonanzsignal wird in einer Auswertungseinheit 170 der Recheneinheit 140 verarbeitet. Die Auswertungseinheit 170 ist insbesondere dazu eingerichtet, aus dem Magnetresonanzsignal nach Durchführung einer Fourier-Transformation Bilddaten zu erstellen, welche als Schnittbilder des untersuchten Gewebes an einem Display 190 betrachtet werden können. Die Recheneinheit 140 ist weiters mit einer Bedienkonsole 195 verbunden, mit der Einstellungen zum Ablauf des Magnetresonanz- Verfahrens vorgenommen werden können. Die bei der Durchführung eines Scans aus dem Magnetresonanzsignal gewonnenen Daten werden in einem Speicher 160 der Recheneinheit 140 abgelegt.
In der Auswertungseinheit 170 werden zusätzlich zur Magnitude des komplexen Magnetresonanzsignals auch die Phaseninformationen Θ des Magnetresonanzsignals rekonstruiert, welche in frühen Anwendungen der Magnetresonanz zumeist vernachlässigt wurden. Die Phaseninformationen Θ des Magnetresonanzsignals weisen ein konstantes bzw. langsam (räumlich) variierendes Hintergrundsignal auf, welches sich aus verschiedenartigen Phasen-Offsets 6RX zusammensetzt. Eine wesentliche Ursache für diese Phasen-Offsets θκχ sind Laufzeitunterschiede zwischen den Volumselementen des Objekts 125 und den jeweiligen Empfängerspulen 135 der Mehrkanal-Empfängerspule 130; verschiedene Verzögerungen in der Verarbeitungs-Elektronik der Empfängerspulen 135 bewirken weitere Phasen-Offsets θκχ. Die erfindungsgemäße Magnetresonanz-Anordnung 1 bzw. das zugehörige Verfahren soll es ermöglichen, die Phasen- Offsets 6RX zuverlässig zu identifizieren und für die Gewinnung von korrigierten Phaseninformationen zu berücksichtigen. Zu diesem Zweck wird das Objekt 125 zunächst einem Anregungssignal der Anregungsspule 120 ausgesetzt, welches ein Magnetresonanzsignal hervorruft. Die Auswertungseinheit 170 verarbeitet das Empfangssignal nach einer ersten Echozeit TEI und nach einer zweiten Echozeit TEI, die von der ersten Echozeit TEI verschieden ist. Die Auswertungseinheit 170 der erfindungsgemäßen Magnetresonanz-Anordnung 1 weist ein Vergleichsmodul 180 auf, das die zur ersten Echozeit TEI bzw. zur zweiten Echozeit TE2 gewonnenen Phaseninformationen θι bzw. Θ2 des Magnetresonanzsignals vergleicht. Aus einem Vergleich der für die erste bzw. die zweite Echozeit TEI bzw. TE2 erhaltenen Phaseninformation können die Phasen-Offsets 9RX ermittelt werden.
Die Ermittlung der Phasen-Offsets 6RX kann einerseits "online", d.h. unmittelbar an der Konsole der Magnetresonanz-Anlage 100 vorgenommen werden. Es ist jedoch auch möglich und vielfach bevorzugt, dass die aufgenommenen Daten gespeichert bzw. auf eine andere Recheneinheit (beispielsweise ein Personalcomputer etc.) übertragen werden, an dem die Auswertung der Daten "offline", d.h. unabhängig von der Magnetresonanz-Anlage 100, erfolgt. Demnach kann die Aufnahme der Magnetresonanzsignale und die erfindungsgemäße Ermittlung der Phasen-Offsets räumlich bzw. zeitlich getrennt sein.
Das erfindungsgemäße Verfahren soll nachstehend anhand von zwei Ausführungsvarianten erläutert werden, deren Ablauf in Fig. 2 bzw. Fig. 3 veranschaulicht ist.
Am Start 200 werden die Parameter für das Verfahren initialisiert (Fig. 2). Das zu untersuchende Objekt 125 wird in einem Verfahrensschritt 201 mittels eines Anregungssignals der HF-Anregungsspule 120 einmalig zum Aussenden eines Magnetresonanzsignals angeregt. Das komplexe Magnetresonanzsignal wird in einem Schritt 202 von Empfängerspulen 135 einer Mehrkanal-Empfängerspule 130 durch Refokussierung der Quermagnetisierung als Empfangssignal aufgenommen. Nach Ablauf einer ersten Echozeit TEI werden die an den Empfängerspulen 135 erfassten Phaseninformationen (9/,/ von der Auswertungseinheit 170 der Recheneinheit 140 ausgewertet (Schritt 203). Aus den Phaseninformationen 9u für die erste Echozeit TEI werden entsprechende Phasenbilddaten erstellt (Schritt 205) . Um Phasen-Mehrdeutigkeiten zu entfernen, werden die Phasenbilddaten für die erste Echozeit TEI einem Phasen-Un- wrap-Verfahren unterzogen (Schritt 207). Zudem werden die Pha¬ seninformationen 02,i für eine von der ersten Echozeit TEI verschiedene zweite Echozeit TE2 aufgenommen (Schritt 204), um Phasenbilddaten für die zweite Echozeit TE2 ZU erhalten (Schritt 206) . Die zur zweiten Echozeit TE2 ausgewerteten Phaseninformationen 02,i bzw. die zugehörigen Phasenbilddaten werden in einem Unwrap-Ver- fahren von Phasen-Mehrdeutigkeiten bereinigt (Schritt 208). Erfindungsgemäß werden die Phaseninformationen 0j,i bzw. 02,i in einem Verfahrensschritt 209 miteinander verglichen. Die Phaseninformationen θι,ι bzw. 02,i der Empfängerspulen 135 sind durch die Glei- chungen θι,ι = 2πγΔΒοΤΕι + θιιχ,ι und Θ2.1 = 2πγΔΒοΤΕ2 + 0RX gegeben. Darin bezeichnet ΔΒο die Abweichung des lokalen Magnetfelds vom angelegten statischen Magnetfeld Bo, 2πγ einen Proportionalitätsfaktor und TEI bzw. TE2 die erste bzw. zweite Echozeit. Die Phasen-Offsets 0RXJ stellen für jede Empfängerspule 1 eine dreidimensionale Ortsfunktion dar. Im Verfahrensschritt 210 werden die Phasen-Offsets 0RX ermittelt. Hierfür wird die Formel
Figure imgf000015_0001
herangezogen, welche sich aus einer Kombination der Gleichungen für die dem Unwrap-Verfahren unterzogenen Phaseninformationen θι,ι bzw. 02,i ergibt. Um korrigierte Phaseninformationen 0ij,k„rr. bzw.
02,i,kon: zu erhalten, werden die ermittelten Phasen-Offsets ORX von den (vor dem Unwrap-Verfahren erhaltenen) Phaseninformationen θι,ι zur ersten Echozeit TEI oder den Phaseninformationen 02,i zur zweiten Echozeit TE2 subtrahiert (Schritt 211). Die jeweils anderen Phaseninformationen 02,i bzw.
Figure imgf000015_0002
können verworfen oder zur Erzielung eines höheren Signal-Rausch-Verhältnisses mit den von den Phasen-Offsets θκχ,ι bereinigten Phaseninformationen 0u bzw. Θ2.1 kombiniert werden. Bei einer bevorzugten Ausführung entspricht die zweite Echozeit TE2 einer optimalen Echozeit, an der ein optimaler Kontrast bzw. eine optimale Auflösung der Phaseninformationen bzw. der zugehörigen Phasenbilddaten erzielt wird; die Phaseninformationen 62,1 für die zweite, optimale Echozeit TEi werden weiterverarbeitet, wohingegen die Phaeninformationen θι,ι verworfen werden. Anschließend können die korrigierten Phaseninformationen QiMmr. , welche für die Empfängerspulen 135 durch die Differenz θι-θκχ,ι gegeben sind, in einem Schritt 212 über alle Kanäle bzw. Empfängerspulen 135 der Mehrkanal-Empfängerspule 130 summiert werden, um kombinierte Phaseninformationen θ„„, zu erhalten. Hierfür ist die Gleichung
Figure imgf000016_0001
anwendbar, in der ^ den Winkel des komplexen Vektors, ^1 den Betrag des Empfangssignals der /· Empfängerspule, die empfangenen Phaseninformationen der /· Empfängerspule und RX die ermittelten Phasen-Offsets der Empfängerspule bezeichnet. Die kombinierten Phaseninformationen 9WM bzw. Phasenbilddaten können gemäß Verfahrensschritt 213 ein weiteres Unwrap-Verfahren durchlaufen, um ein Diagnose-Bild zu erhalten, das von Phasen-Mehrdeutigkeiten und den Phasen-Offsets θκχ bereinigt ist. Das Verfahren wird schließlich im Verfahrenschritt 214 abgeschlossen.
Diese Ausführung des Verfahrens ist besonders für einen einzigen Scan bzw. Durchlauf geeignet, bei dem sowohl die Phasen-Offsets 6RXJ als auch die für Diagnosezwecke geeigneten Phaseninformationen θι bzw. Phasenbilddaten ermittelt werden.
Fig. 3 zeigt eine weitere Ausführung des erfindungsgemäßen Verfahrens, wobei das Objekt 125 in zwei gesonderten Scans bzw.
Durchläufen untersucht wird. Demnach wird gemäß Verfahrensschritt 301 ein erster Scan durchgeführt, bei dem das Magnetresonanzsignal mit einer ersten, niedrigen Auflösung aufgenommen wird. Die einzelnen Verfahrensschritte des ersten Scans entsprechen den Verfahrensschritten 201-210 gemäß dem in Fig. 2 dargestellten Ablauf. Demnach werden als Ergebnis des ersten Scans die Phasen-Offsets ORXJ erhalten (Verfahrensschritt 302). Die Pha- seninformationen θι,ι bzw. 62,1 selbst sind nicht zur Weiterverarbei¬ tung vorgesehen. Demnach kann die Auflösung des ersten Scans niedriger als eine für die Gewinnung von Diagnose-Bilddaten erforderliche Auflösung sein. Die niedrige Auflösung des ersten Scans ermöglicht vorteilhafterweise eine Verringerung der anfallenden Datenmengen.
Unabhängig vom ersten Scan wird das Objekt 125 in einem Verfahrensschritt 303 einem zweiten Scan unterzogen, der zeitlich vor oder nach dem ersten Scan durchgeführt werden kann. Der zweite Scan wird mit einer zweiten, gegenüber der ersten Auflösung wesentlich höheren Auflösung durchgeführt, um hochaufgelöste Pha- senbilddaten zu erhalten, welche eine medizinische Analyse des untersuchten Objekts 125 erlauben. Zur Durchführung des zweiten Scans wird das Objekt 125 einmalig angeregt (Verfahrensschritt 304), wobei das hervorgerufene MR-Signal an der Mehrkanal-Emp¬ fängerspule 130 empfangen (Verfahrensschritt 305) und für eine Echozeit TE, beispielsweise die optimale Echozeit ΤΕ,ΟΡΙ., ausgewer¬ tet wird (Verfahrensschritt 306) . Wesentlich für diese Ausführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ist es, dass die im ersten Scan erhaltenen Phasen-Offsets θκχ,ι von den einmalig für die Echo¬ zeit TE erhaltenen Phaseninformationen θι des zweiten Scans subtrahiert werden (Verfahrensschritt 307), um korrigierte, hoch¬ aufgelöste Phaseninformationen θι zu erhalten. Die Phaseninforma¬ tionen θι für die einzelnen Empfängerspulen 1 der Mehrkanal-Empfängerspule 125 werden wie in Zusammenhang mit Fig. 2 erläutert zu einem einzigen Bild kombiniert (Verfahrensschritt 308) und gegebenenfalls einem Unwrap-Verfahren unterzogen (Verfahrensschritt 309), um ein fertiges Diagnose-Bild zu erhalten. Das Diagnose-Bild kann mit Beendigung des Verfahrens (Schritt 310) beispielsweise am Display 190 der Recheneinheit 140 betrachtet werden.

Claims

Patentansprüche :
1. Verfahren zur Verarbeitung von Magnetresonanzsignalen, wobei mit einer Hochfrequenz-Anregungsspule (110) ein Anregungssignal abgegeben und dadurch ein Objekt (125) zum Aussenden eines Magnetresonanzsignals angeregt wird, welches nach Ablauf einer Echozeit (TE) von zumindest einer Empfängerspule (135) als Empfangssignal erfasst wird, das Phaseninformationen {Θ) enthält, welche insbesondere durch Laufzeitunterschiede des Magnetresonanzsignals verursachte Phasen-Offsets (ORX) aufweisen, die ein Phaseninformationen-Hintergrundsignal bilden, das bei der Auswertung des Empfangssignals berücksichtigt wird, dadurch gekennzeichnet, dass nach einmaliger Anregung des Objekts (125) die Phaseninformationen (#/) für eine erste Echozeit (TEI) und weitere Phaseninformationen (#2) für eine von der ersten Echozeit (TEI) verschiedene zweite Echozeit (TE2) ermittelt bzw. ausgewertet werden und aus einem Vergleich der für die erste (TEI) bzw. zweite Echozeit (TE2) erhaltenen Phaseninformationen { θι ) bzw. (#2) die Phasen-Offsets ( θκχ) ermittelt werden, wobei die Phasen-Offsets { θιιχ) zur Korrektur der Phaseninformationen (ΘΓ, Θ2) von den Phaseninformationen ( θι ; 02) subtrahiert werden.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die zur ersten Echozeit (TEI) und zur zweiten Echozeit (TE2) erhaltenen Phaseninformationen bei der Ermittlung der Phasen-Offsets (ORX) mit der ersten (TEI) bzw. mit der zweiten Echozeit (TEI) gewichtet werden.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Phasen-Offsets { θηχ) nach der Formel
Ί El 2 T E2 1
El berechnet werden, wobei \"RX 1 die Phasen-Offsets , und die erste bzw. zweite Echozeit, ( θ, ) und "2) die zur ersten (TEI) bzw. zur zweiten Echozeit (TE2) erhaltenen Phaseninformationen ( θι) bzw. (Θ2) bezeichnet.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekenn¬ zeichnet, dass die in einem Scan des Objekts mit zweimaliger Erfassung der Phaseninformationen (#/; Θ2 ) ermittelten Phasen-Off¬ sets (9RX) zur Korrektur von Phaseninformationen (#/; Θ2 ) herangezogen werden, die im gleichen Scan erhalten wurden.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Phasen-Offsets ( θκχ) aus in einem mit einer ersten, niedrigen Auflösung durchgeführten Scan erhaltenen Phaseninformationen {ΘΓ, Θ2 ) ermittelt werden und von in einem mit einer zweiten, höheren Auflösung durchgeführten Scan erhaltenen Phaseninformationen (#/; Θ2 ) subtrahiert werden.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass das Magnetresonanzsignal von mehreren Empfängerspulen (135) empfangen wird, wobei die Phaseninformationen (#/,/; 02 ; θι ) in den Empfangssignalen der Empfängerspulen (135) voneinander abweichende Phasen-Off.sets (6RXJ) aufweisen, die ermittelt und zur Korrektur der Phaseninformationen [ΘΙ,Γ, 02,r, θι ) herangezogen werden.
7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die korrigierten Phaseninformationen (#/,/; 82,1 ; θ von mehreren Empfän¬ gerspulen (135) miteinander kombiniert werden.
8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die korrigierten Phaseninformationen (#/./; #2,/; θι ) von mehreren Empfängerspulen (135) nach der Formel i( e
RXj'
M, e
miteinander kombiniert werden, wobei ^ den Winkel des komplexen Vektors, ^1 den Betrag des Empfangssignals der /· Empfängerspule (135), i die empfangenen Phaseninformationen der l - Empfängerspule (135) und ΘRXJ die ermittelten Phasen-Offsets der Empfängerspulen (135) bezeichnet.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 8, dadurch gekenn- zeichnet, dass die Phaseninformationen (#;,/; 62,1 ; θι) Phasenbildda- ten des Objekts (125) entsprechen, wobei die korrigierten Pha- senbilddaten zu einem Phasenbild kombiniert werden.
10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Phaseninformationen (#/,/; 62,1 ; θ der Empfängerspule (135) einem Phasen-Unwrap-Verfahren zur Korrektur von Phasen-Mehrdeutigkeiten unterzogen werden, bevor die Phasen-Offsets { ORX ) ermittelt und zur Korrektur der Phaseninformationen (#/,/; 62,1 ; θι) herangezogen werden.
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