DE10057628A1 - Kompensation von Schwankungen im Polarisationsmagnetfeld während der Magnetresonanzabbildung - Google Patents
Kompensation von Schwankungen im Polarisationsmagnetfeld während der MagnetresonanzabbildungInfo
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Abstract
Überwachungssignale werden in einer verschachtelten Art und Weise während einer Abtastung mit einem MRI-System erfasst. Durch Schwankungen in dem Polarisationsmagnetfeld B¶0¶ verursachte Frequenzänderungen werden unter Verwendung der Überwachungssignale gemessen, und diese gemessenen Frequenzänderungen werden zur Kompensation von während der Abtastung erfassten Bilddaten verwendet.
Description
Die Erfindung betrifft kernmagnetische Resonanz-
Abbildungsverfahren und -systeme (MRI-Verfahren und
-Systeme). Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf die
Beseitigung von Artefakten in MR-Bildern, die durch
Änderungen im Polarisationsmagnetfeld während der Erfassung
von Daten erzeugt werden.
Wird eine Substanz wie menschliches Gewebe einem
gleichförmigen Magnetfeld (Polarisationsfeld B0)
ausgesetzt, versuchen die einzelnen magnetischen Momente
des Spins in dem Gewebe, sich mit diesem Polarisationsfeld
auszurichten, präzedieren jedoch darum in zufälliger
Ordnung an einer charakteristischen Larmorfrequenz, die
durch die gyromagnetische Konstante γ der Spins und das
Polarisationsmagnetfeld B0 bestimmt wird. Wird die
Substanz, bzw. das Gewebe, einem Magnetfeld (Anregungsfeld
B1) ausgesetzt, das in der x-y-Ebene liegt und nahe der
Larmorfrequenz ist, kann das netto-ausgerichtete Moment Mz
in die x-y-Ebene zur Erzeugung eines netto-transversalen
magnetischen Moments Mt gedreht oder gekippt werden. Ein
Signal wird durch die angeregten Spins emittiert, und,
nachdem das Anregungssignal B1 beendet ist, kann dieses
NMR-Signal empfangen und zur Ausbildung eines Bildes
verarbeitet werden.
Bei der Verwendung dieser Signale zur Erzeugung von Bildern
werden Magnetfeldgradienten (Gx, GY und Gz) verwendet.
Typischerweise wird der abzubildende Bereich durch eine
Folge separater Messzyklen (die als Ansichten bezeichnet
werden) abgetastet, wobei diese Gradienten entsprechend dem
verwendeten bestimmten Lokalisierungsverfahren variieren.
Der resultierende Satz empfangener NMR-Signale wird zur
Rekonstruktion des Bildes unter Verwendung eines einer
Vielzahl bekannter Rekonstruktionsverfahren digitalisiert
und verarbeitet.
Ein bekanntes Problem bei MRI-Systemen sind Schwankungen in
der Stärke des Polarisationsmagnetfelds B0. Derartige
Veränderungen bzw. Schwankungen beeinflussen die erfassten
Bilder in zweierlei Hinsicht. Zum einen verursachen
Änderungen in B0 entsprechende Änderungen in der Phase der
erfassten NMR-Signale. Derartige Pseudophasenänderungen
erscheinen in den erfassten NMR-Signalen oder k-Raum-Daten
und resultieren in Geister- oder Verwacklungsartefakten in
einem unter Verwendung des Fouriertransformationsverfahrens
rekonstruierten Bild. Da die Pseudophasenverschiebung sich
kontinuierlich zwischen der RF-Anregung und der
Datenerfassung akkumuliert, sind die Artefakte insbesondere
bei Gradienten-Rückruf-Echoimpulsfolgen mit einer langen
Echozeit TE schwerwiegend. Änderungen in B0 können auch
eine sichtbare Ortsverschiebung entlang der
Frequenzkodiergradientenrichtung (d. h. der
Auslesegradientenrichtung) verursachen.
Der zweite schädliche Effekt der Änderungen im
Polarisationsmagnetfeld B0 tritt auf, wenn
Schnittauswahlverfahren in der Impulsfolge verwendet
werden. Die Änderung in B0 verschiebt den Ort des
angeregten Schnitts um einen Betrag gleich der Änderung in
der Larmorfrequenz geteilt durch die Bandbreite des
Auswahl-RF-Anregungsimpulses. Verschiebt beispielsweise B0
die Larmorfrequenz um 20 Hz und hat der Auswahl-RF-
Anregungsimpuls eine Bandbreite von 1000 Hz, verschiebt
sich der angeregte Schnitt um 2% von seiner erwarteten
Position entlang der Schnittauswahlgradientenachse.
Derartige Verschiebungen können Amplitudenänderungen in den
erfassten Daten verursachen.
Viele Verfahren werden zur Steuerung und Regulierung des
Polarisationsmagnetfeldes B0 verwendet. Die meisten dieser
Verfahren behandeln die Änderungsbedingungen in der
Abtasteinrichtung selbst und sind sehr effektiv.
Beispielsweise sind Verfahren zur Kompensation der Effekte
bei B0 aufgrund von Wirbelströmen, die durch die Änderung
von Magnetfeldgradienten erzeugt werden, in der US-A-4 698 591,
der US-A-5 289 127 und der US-A-5 770 943 offenbart.
Die Polarisationsmagnetfeldstärke B0 wird von äußeren
Ereignissen wie der Bewegung großer Massen von Metall in
der Nähe der Abtasteinrichtung beeinflusst. Sich bewegende
Objekte wie Autos, Lastwagen, Züge und Aufzüge können das
Polarisationsmagnetfeld ändern und Bildartefakte erzeugen.
Es wurden zwei Verfahren der Verringerung der Effekte
derartiger Störungen, passive Verfahren und aktive
Verfahren, verwendet. Passive Verfahren beinhalten die
Verwendung von Abschirmmaterialien um den Hauptmagneten,
wie es beispielsweise in der US-A-4 646 046 beschrieben
ist. Massive Mengen von Siliziumstahlblättern werden um den
Magneten platziert, woraus sich ein kostspieliges, schweres
und schwer zu installierendes System ergibt.
Aktive Kompensationssysteme verwenden einen Sensor, der die
Änderung im magnetischen Fluss an einem Ort nahe der
Abtasteinrichtung misst und diese Informationen zur
Kompensation des Systems verwendet. Eine derartige
Kompensation kann die Erzeugung eines Stroms in einer Spule
beinhalten, die ein kom Korrekturmagnetfeld erzeugt.
Derartige Verfahren verwenden Flusssensoren, wie sie
beispielsweise in der US-A-5 952 734 beschrieben sind, oder
ESR-Instrumente, wie sie in der US-A-5 488 950 beschrieben
sind. Diese aktiven Verfahren arbeiten nicht gut, wenn die
Feldstörung durch eine Vielzahl von Quellen oder von
Quellen sich mit sich verändernder Größe oder sich
veränderndem Ort erzeugt werden.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, die
vorstehend angeführten Probleme zu lösen.
Die Erfindung kompensiert Änderungen, die in dem
Polarisationsmagnetfeld eines MR-Systems aufgrund einer
Störung, wie der Bewegung großer metallischer Objekte in
der Nähe des MR-Systems, auftreten. Insbesondere werden mit
dem MR-System Überwachungssignale erfasst, wenn es eine
Abtastung durchführt, Frequenzänderungen in den
Überwachungssignalen aufgrund von Änderungen in der
Polarisationsmagnetfeldstärke werden erfasst, und diese
erfassten Frequenzänderungen werden zur Kompensation des
erfassten NMR-Bildes oder der Spektroskopiedaten verwendet.
Gemäß einem Ausführungsbeispiel wird die Kompensation
vorausschauend durch Änderung der Frequenz der RF-Sende-
und Empfangseinrichtung zum Ausgleich der Effekte der
Änderungen in B0 erreicht, und bei einem zweiten
Ausführungsbeispiel wird die Kompensation retrospektiv
durch Änderung der Phase der erfassten k-Raum-Daten zum
Ausgleich der Effekte der Änderungen in B0 erreicht.
Die Erfindung wird nachstehend anhand bevorzugter
Ausführungsbeispiele unter Bezugnahme auf die beiliegende
Zeichnung näher beschrieben. Es zeigen:
Fig. 1 ein Blockschaltbild eines bekannten MRI-Systems,
das zur Ausübung der Erfindung modifiziert wurde,
Fig. 2 ein elektrisches Blockschaltbild der Sende-
/Empfangseinrichtung, die Teil des in Fig. 1 gezeigten
MRI-Systems ist,
Fig. 3 eine grafische Darstellung eines bevorzugten
Ausführungsbeispiels einer Überwachungssignalimpulsfolge,
die in dem in Fig. 1 gezeigten MRI-System anwendbar ist,
Fig. 4 eine grafische Darstellung einer Impulsfolge, wobei
eine Überwachungssignalerfassung in einer
Abbildungsimpulsfolge enthalten ist,
Fig. 5 ein Ablaufdiagramm der Schritte gemäß dem
bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung und
Fig. 6 ein Ablaufdiagramm zusätzlicher Schritte zur
Ausübung eines weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiels
der Erfindung.
Fig. 1 zeigt die Hauptkomponenten eines bevorzugten MRI-
Systems, das die Erfindung beinhaltet. Der Betrieb des
Systems wird von einer Bedienkonsole 100 aus gesteuert, die
eine Tastatur und ein Steuerpult 102 und eine
Anzeigeeinrichtung 104 enthält. Die Konsole 100
kommuniziert über eine Verbindung 116 mit einem separaten
Computersystem 107, das einem Bediener die Steuerung der
Erzeugung und die Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm
bzw. der Anzeigeinrichtung 104 ermöglicht. Das
Computersystem 107 enthält eine Vielzahl von Modulen, die
miteinander über eine Rückwandplatine kommunizieren. Diese
beinhalten ein Bildverarbeitungsmodul 106, ein CPU-Modul
108 und ein Speichermodul 113, das im Stand der Technik als
Bildpuffer zur Speicherung von Bilddatenarrays bekannt ist.
Das Computersystem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111
und einem Bandlaufwerk 112 zur Speicherung von Bilddaten
und Programmen verbunden, und kommuniziert mit einer
separaten Systemsteuerung 122 über eine serielle
Hochgeschwindigkeitsverbindung 115.
Die Systemsteuerung 122 enthält einen Satz von miteinander
über eine Rückwandplatine verbundenen Modulen. Diese
beinhalten ein CPU-Modul 119 und ein Impulsgeneratormodul
121, das mit der Bedienerkonsole 100 über eine serielle
Verbindung 125 verbunden ist. Über diese Verbindung 125
empfängt die Systemsteuerung 122 Befehle vom Bediener, die
die durchzuführende Abtastfolge anzeigen. Das
Impulsgeneratormodul 121 steuert die Systemkomponenten zur
Ausführung der gewünschten Abtastfolge. Es erzeugt Daten,
die den Zeitverlauf, die Stärke und Form der zu erzeugenden
RF-Impulse und den Zeitverlauf und die Länge des
Datenerfassungsfensters anzeigen. Das Impulsgeneratormodul
121 ist mit einer Gruppe von Gradientenverstärkern 127
verbunden, um den Zeitverlauf und die Form der während der
Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse anzuzeigen. Das
Impulsgeneratormodul 121 empfängt auch Patientendaten von
einer physiologischen Erfassungsteuereinrichtung 129, die
Signale von einer Vielzahl verschiedener mit dem Patienten
verbundener Sensoren empfängt, wie EKG Signale von
Elektroden oder Atmungssignale von der Lunge. Schließlich
ist das Impulsgeneratormodul 121 mit einer
Abtastraumschnittstellenschaltung 133 verbunden, die
Signale von verschiedenen mit dem Zustand des Patienten und
des Magnetsystems assoziierten Sensoren empfängt. Über die
Abtastraumschnittstellenschaltung 133 empfängt auch ein
Patientenpositionierungssystem 134 Befehle zur Bewegung des
Patienten an die gewünschte Position zur Abtastung.
Die durch das Impulsgeneratormodul 121 erzeugten
Gradientensignalverläufe werden an ein
Gradientenverstärkersystem 127 aus Gx-, Gy- und Gz-
Verstärkern angelegt. Jeder Gradientenverstärker erregt
eine entsprechende Gradientenspule in einer allgemein mit
139 bezeichneten Anordnung zur Erzeugung der
Magnetfeldgradienten, die zur Positionskodierung erfasster
Signale verwendet werden. Die Gradientenspulenanordnung 139
bildet einen Teil einer Magnetanordnung 141, die einen
Polarisationsmagneten 140 und eine Ganzkörper-RF-Spule 152
enthält. Ein Sende-/Empfangsmodul 150 in der
Systemsteuerung 122 erzeugt Impulse, die durch einen RF-
Verstärker 151 verstärkt und mit der RF-Spule 152 über
einen Sende-/Empfangsschalter (T/R-Schalter) 145 gekoppelt
werden. Die durch die angeregten Kerne in dem Patienten
abgestrahlten resultierenden Signale können durch die
gleiche RF-Spule 152 erfasst und über den Sende-
/Empfangsschalter 154 zu einem Vorverstärker 153 gekoppelt
werden. Die verstärkten NMR-Signale werden in dem
Empfangsabschnitt der Sendeempfangseinrichtung 150
demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Der Sende-
/Empfangsschalter 154 wird durch ein Signal von dem
Impulsgeneratormodul 121 zur elektrischen Verbindung des
RF-Verstärkers 151 mit der Spule 152 während des Sendemodus
und zur Verbindung des Vorverstärkers 153 während des
Empfangsmodus gesteuert. Der Sende-/Empfangsschalter 154
ermöglicht auch die Verwendung einer separaten RF-Spule
(beispielsweise einer Kopfspule oder Oberflächenspule) in
dem Sende- und dem Empfangsmodus.
Die durch die RF-Spule 152 aufgenommenen NMR-Signale werden
durch das Sende-/Empfangsmodul 150 digitalisiert und zu
einem Speichermodul 160 in der Systemsteuerung 122
übertragen. Ist die Abtastung abgeschlossen und wurde ein
gesamtes Datenarray in dem Speichermodul 160 erfasst, führt
ein Arrayprozessor 161 eine Fouriertransformation der Daten
in ein Array von Bilddaten durch. Diese Bilddaten werden
über die serielle Verbindung 115 dem Computersystem 107
zugeführt, wo sie im Plattenspeicher 111 gespeichert
werden. Im Ansprechen auf die von der Bedienkonsole 100
empfangenen Befehle können diese Bilddaten auf dem
Bandlaufwerk 112 archiviert oder durch die
Bildverarbeitungseinrichtung 106 weiter verarbeitet und der
Bedienkonsole 100 zugeführt und auf der Anzeigeeinrichtung
104 dargestellt werden.
Gemäß den Fig. 1 und 2 erzeugt die Sende-
/Empfangseinrichtung 150 das RF-Anregungsfeld B1 über einen
Leistungsverstärker 151 an einer Spule 152A und empfängt
das in einer Spule 152B induzierte resultierende NMR-
Signal. Wie vorstehend angeführt, können die Spulen 152A
und B getrennt vorhanden sein, wie es in Fig. 2 gezeigt
ist, oder es kann sich um eine einzelne Ganzkörperspule wie
in Fig. 1 gezeigt handeln. Die Basis- oder Trägerfrequenz
des RF-Anregungsfeldes wird unter der Steuerung eines
Frequenzsynthetisierers 200 erzeugt, der einen Satz
digitaler Signale von dem CPU-Modul 119 und dem
Impulsgeneratormodul 121 empfängt. Diese digitalen Signale
zeigen die Frequenz und Phase des am Ausgang 201 zu
erzeugenden RF-Trägersignals an. Der befohlene RF-Träger
wird an einen Modulator- und Aufwärtswandler 202 angelegt,
wo seine Amplitude im Ansprechen auf ein Signal R(t)
moduliert wird, das auch von dem Impulsgeneratormodul 121
empfangen wird. Das Signal R(t) definiert die Hüllkurve des
zu erzeugenden RF-Anregungsimpulses und wird in dem Modul
121 durch aufeinanderfolgendes Auslesen einer Folge
gespeicherter digitaler Werte erzeugt. Diese gespeicherten
digitalen Werte können wiederum von der Bedienkonsole 100
aus geändert werden, um die Erzeugung einer gewünschten RF-
Impulshüllkurve zu ermöglichen.
Die Größe des am Ausgang 205 erzeugten RF-Anregungsimpulses
wird durch eine Anregungs-Dämpfungsschaltung 206 gedämpft,
die einen digitalen Befehl TA von der Rückwandplatine 118
empfängt. Die gedämpften RF-Anregungsimpulse werden einem
Leistungsverstärker 151 zugeführt, der die RF-Spule 152a
ansteuert. Eine ausführlichere Beschreibung dieses
Abschnitts der Sende-/Empfangseinrichtung 122 findet sich
in der US-A-4 952 877.
Gemäß den Fig. 1 und 2 wird das durch das Subjekt
erzeugte NMR-Signal durch die Empfangsspule 152B
aufgenommen und über den Vorverstärker 153 dem Eingang
einer Empfangsdämpfungseinrichtung 207 zugeführt. Die
Empfangsdämpfungseinrichtung 207 verstärkt das Signal
weiter um einen Betrag, der durch ein digitales
Dämpfungssignal (RA) bestimmt wird, das von der
Rückwandplatine 118 empfangen wird.
Das empfangene Signal befindet sich an oder um die
Larmorfrequenz, und dieses Hochfrequenzsignal wird in einem
Zweistufenvorgang durch einen Abwärtswandler 208
herabgewandelt, der zuerst das NMR-Signal mit dem
Trägersignal auf der Leitung 201 mischt, und dann das
resultierende Differenzsignal mit dem 2,5 MHz-Bezugssignal
auf der Leitung 204 mischt. Wie es vorstehend beschrieben
ist, wird die Phase des Trägersignals auf der Leitung 201
durch den Frequenzsynthetisierer 200 im Ansprechen auf
einen von dem Impulsgeneratormodul 121 empfangenen
Phasenbefehl gesteuert. Zur Ausübung des bevorzugten
Ausführungsbeispiels wird dieser Phasenbefehl während der
Erfassung der Daten geändert, um Änderungen in der
Polarisationsmagnetfeldstärke abzugleichen bzw. zu
kompensieren.
Das herabgewandelte NMR-Signal wird dem Eingang eines
Analog-Digital-(A/D)-Wandlers 209 zugeführt, der das
analoge Signal abtastet und digitalisiert und einer
digitalen Erfassungs- und Signalverarbeitungseinrichtung
210 zuführt, die 16-Bit-In-Phase-(I-)Werte und 16-Bit-
Quadratur-(Q-)Werte entsprechend dem empfangenen. Signal
erzeugt. Der resultierende Strom digitalisierter I- und Q-
Werte des empfangenen Signals wird über die Rückwandplatine
118 zu dem Speichermodul 160 ausgegeben, wo diese zur
Rekonstruktion eines Bildes verwendet werden.
Das 2,5 MHz-Bezugssignal sowie das 250 kHz-Abtastsignal und
die 5-, 10- und 60 MHz-Bezugssignale werden durch einen
Bezugsfrequenzgenerator 203 aus einem gemeinsamen 20 MHz-
Mastertaktsignal erzeugt. Eine ausführlichere Beschreibung
der Empfangseinrichtung ist in der US-A-4 992 736 gegeben.
Sich bewegendes Metall (ein Auto, Lastwagen, Aufzug, Zug,
usw.), das nahe dem MRI-System vorbei zieht, verursacht
eine Änderung der Polarisationsmagnetfeldstärke als
Funktion der Zeit B0(t). Die B0(t)-Schwankungen aufgrund
sich bewegender Objekte tendiert zu einer
Niederfrequenzfunktion, wobei sich das Feld B0 gleichmäßig
über den Verlauf von 0,5 bis 2,0 Sekunden ändert. Die
Spitzenverschiebung von der Grundlinie B0 kann von wenigen
Hz (Autos) bis zu mehreren zehn Hz (Lastwagen und größere
Objekte) schwanken. Diese Schwankung in B0 ist viel
langsamer als die bei der magnetischen Vibration
beobachteten Fluktuationen (1-100 Hz), was zu der
Beobachtung führt, dass diese langsameren B0-Fluktuationen
durch die Messung von B0 mit Überwachungsechos und
Kompensieren der beobachteten Frequenzänderungen entweder
vorausschauend (Frequenzverschiebung der Sende-
/Empfangseinrichtungsbezugsfrequenz) oder retrospektiv
während der Bildrekonstruktion kompensiert werden können.
Das sich ändernde, durch die Bewegung metallischer Objekte
verursachte B0(t) erzeugt Phasenverschiebungen in den
erfassten NMR-Signalen S(t). Das NMR-Signal S(t)
akkumuliert die Pseudophasenverschiebungen, die sich in den
rohen k-Raum-Daten zeigen und Geister- oder
Verwacklungsartefakte in dem rekonstruierten Bild
verursachen. Phasenverschiebungen Δϕ akkumulieren als
Integral von B0(t), bzw. Δϕ = γ∫ΔB0(t)dt. Diese
Phasenverschiebungen akkumulieren kontinuierlich während
der Durchführung einer Gradientenrückrufechoabbildungs
impulsfolge, beginnend mit dem Anlegen des RF-
Anregungsimpulses und sich erstreckend auf die
Datenerfassung. Gradientenechoabtastungen sind somit sehr
empfindlich bezüglich sich bewegenden Metalls, insbesondere
bei langen TE-Zeiten.
Die Erfindung kompensiert Schwankungen in B0 aufgrund sich
bewegenden Metalls durch die Messung der Frequenz eines
Überwachungs-NMR-Signals periodisch während der Abtastung
und unter Verwendung dieser Informationen zur Kompensierung
der während der Abtastung erfassten NMR-Daten. Bei einem
ersten bevorzugten Ausführungsbeispiel werden diese
Überwachungs-NMR-Signale durch eine in Fig. 3 dargestellte
separate Überwachungsimpulsfolge erzeugt. Diese
Überwachungsimpulsfolge wird mit den Abbildungsimpulsfolgen
derart verschachtelt, dass ein NMR-Überwachungssignal alle
50 bis 100 Millisekunden während der Abtastung erfasst
wird. Wie es nachstehend beschrieben ist, werden die
erfassten NMR-Überwachungssignale verarbeitet und zur
Anpassung der in der Sende-/Empfangseinrichtung 150
angewendeten Bezugsfrequenz verwendet.
Gemäß Fig. 3 beinhaltet die Überwachungsimpulsfolge einen
Nicht-Auswahl-RF-Anregungsimpuls 10 mit einem Kippwinkel
von 90° und einer Dauer von 0,5 Millisekunden. Der RF-
Anregungsimpuls hat eine Frequenz, die entsprechend der
Frequenz der Spins eingestellt ist, aus denen das
Überwachungssignal erfasst wird. Nach der Beendigung des
RF-Impulses 10 schaltet das System so schnell als möglich
(in ungefähr 200 µSekunden) in den Empfangsmodus um und ein
NMR-Überwachungssignal 12 wird erfasst. Insgesamt werden
256 Abtastungen des Überwachungssignals 12 mit einer Rate
von einer Abtastung alle 16 µMikrosekunden erfasst. Wie
vorstehend beschrieben, werden die I- und Q-Werte jeder
Abtastung im Speicher gespeichert.
Bei diesem Erfassungsverfahren des Überwachungssignals ist
die Verwendung und Anregung einer separaten Probe mit einer
separaten RF-Anregungsspule zu bevorzugen. Eine derartige
Probe und Spule sind in der ebenfalls anhängigen US-
Patentanmeldung Nr. 09/384945, eingereicht am 27. August
1999, offenbart. Als Alternative kann die
Überwachungsimpulsfolge mit den Abbildungsimpulsfolgen
verschachtelt und mit der gleichen Hardware durchgeführt
werden. In diesem Fall ist der Kippwinkel des RF-
Anregungsimpulses auf einen sehr kleinen Wert reduziert, um
die Spinmagnetisierung in dem abgebildeten Subjekt nicht
unangemessen zu beeinflussen.
Ein alternatives Verfahren zur Erfassung von NMR-
Überwachungssignalen besteht in der Aufnahme der Erfassung
in die während der Abtastung verwendete
Abbildungsimpulsfolge. Dies ist beispielsweise in Fig. 4
dargestellt, wobei es sich um eine
Gradientenrückrufechoabbildungsimpulsfolge handelt, die zur
Erfassung eines NMR-Überwachungssignals 14 modifiziert ist.
Nachdem der RF-Anregungsimpuls 8 zur Erzeugung einer
transversalen Magnetisierung angelegt wurde, und
unmittelbar nach der Neuphasenabgleichkeule 16 für einen
Schnittausmahlgradientenimpuls 18 wird das
Überwachungssignal 14 erfasst. Es wird vor der Anwendung
eines Auslesegradienten 20 und eines
Phasenkodierungsgradienten 22 erfasst, die die transversale
Magnetisierung mit einer Phasenverschiebung beaufschlagen.
Das NMR-Echosignal 6 wird somit in wenigen Millisekunden
nach der Erfassung des Überwachungs-NMR-Signals 14 erfasst.
Wie es aus dem Stand der Technik bekannt ist, wird diese
Impulsfolge während einer Abtastung wiederholt, und der
Phasenkodierungsgradient 22 wird über einen Satz von Werten
zur Abtastung des k-Raums gestuft. Bei diesem
Ausführungsbeispiel wird jede erfasste Ansicht oder
abgetastete Linie im k-Raum von 256 Abtastungen des NMR-
Überwachungssignals 14 begleitet, das im Wesentlichen im
gleichen Moment während der Abtastung erfasst wurde. Wie es
nachstehend ausführlicher beschrieben ist, liefert das NMR-
Überwachungssignal 14 eine Kennzeichnung der B0-Feldstärke
zum im Wesentlichen gleichen Zeitpunkt, zu dem sein
zugehöriges NMR-Echosignal 6 erfasst wird. Es ist
ersichtlich, dass, da die Schwankungen in B0 relativ
langsam sind, der im Wesentlichen gleiche Zeitpunkt
innerhalb ≦ 100 Millisekunden des exakt gleichen Zeitpunkts
bedeutet.
Gemäß Fig. 5 besteht der erste Schritt zur Anwendung der
Erfindung in der Erfassung von Überwachungssignaldaten
zusammen mit den zu kompensierenden Bilddaten, wie es im
Verarbeitungsblock 300 dargestellt ist. Die
Überwachungsdaten werden durch eine erste Berechnung der
Größe jeder Abtastung prompt verarbeitet:
M = √I² + Q²
wie es im Verarbeitungsblock 302 gezeigt ist. Die Phase
jeder Überwachungssignalabtastung wird dann berechnet:
= ϕ = tan-1(I/Q)
= ϕ = tan-1(I/Q)
wie es im Verarbeitungsblock 304 gezeigt ist. Bei dem
bevorzugten Ausführungsbeispiel wird der C-Kodeaufruf "atan
ϕ" für diese Berechnung verwendet.
Die berechneten Phasenwerte ϕ für jede der 256
Überwachungssignalabtastungen werden dann an eine Gerade
wie im Verarbeitungsblock 306 angezeigt angepasst. Eine
gewichtete Kleinste-Quadrate-Anpassungsroutine wird zur
Durchführung dieses Schritts verwendet, wobei die in
Schritt 302 berechneten Größen- bzw. Amplitudenwerte zur
Gewichtung der Phasenwerte verwendet werden. Die Frequenz f
des Überwachungssignals wird dann wie im Verarbeitungsblock
308 angezeigt unter Verwendung der Neigung der an die
gemessenen Phasenwerte angepassten Geraden berechnet:
f = Δϕ/Δt.
Die Frequenz f wird somit unter Verwendung einer
Filterfunktion zur Bestimmung der Neigung der Phase
gegenüber den Zeitwerten bestimmt, indem ein so genanntes
Phasenauspackverfahren verwendet wird, wenn die Phase des
Signals durch den 2π-Phasenübergang läuft. Die Frequenz f
ist die Larmorfrequenz der angeregten Spins am
Polarisationsmagnetfeldwert B0 in dem Moment, wenn das
Überwachungssignal erfasst wurde. Wie es im
Verarbeitungsblock 310 gezeigt ist, wird diese Frequenz f
zur Kompensation der erfassten Bilddaten unter Verwendung
eines der nachstehend beschriebenen Verfahren verwendet.
Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird die
gemessene Larmorfrequenz f während der Erfassung
nachfolgender Bilddaten verwendet. Gemäß Fig. 2 wird die
Frequenz f als Befehl für den Frequenzsynthetisierer 200 in
dem Sende-/Empfangsmodul 150 zur Steuerung der Frequenz des
RF-Trägersignals auf der Leitung 201 ausgegeben. Dieses
Trägersignal bestimmt die Mittenfrequenz der RF-
Anregungsimpulse, die durch die nachfolgenden
Abbildungsimpulsfolgen erzeugt werden, und bestimmt die
Demodulationsfrequenz, die zur Erfassung nachfolgender NMR-
Signale verwendet wird. Dieses vorausschauende
Kompensationsverfahren korrigiert Schwankungen in B0, bevor
die NMR-Signale erfasst werden. Dies wird bevorzugt, wenn
die in Fig. 3 gezeigte separate Überwachungsimpulsfolge
angewendet wird, und die korrigierte Trägerfrequenz f wird
während einer 50-100 Millisekunden Periode während der
Abtastung verwendet, bis das nächste Überwachungssignal
erfasst und verarbeitet ist. Die Polarisationsfeldfunktion
B0(t) wird somit während der Abtastung gemessen, und die
Trägerfrequenz f wird derart verändert, dass die erfassten
NMR-Daten nicht beeinflusst werden. Je höher die Rate ist,
mit der B0(t) gemessen wird, desto größer ist die
Genauigkeit der Kompensation.
Werden die Überwachungssignale mit einer hohen Rate zur
Erhöhung der Kompensationsgenauigkeit erfasst, kann es aus
Billigkeitsgründen nicht möglich sein, die Sende-
/Empfangsträgerfrequenz schnell genug zur Implementation
des vorausschauenden Kompensationsverfahrens zu ändern. Bei
diesen Anwendungen ist das bevorzugte
Kompensationsverfahren eine retrospektive Korrektur der
erfassten k-Raum-Bilddaten, nachdem sie erfasst wurden.
Gemäß Fig. 6 ändert das retrospektive
Kompensationsverfahren die Phase der erfassten k-Raum-
Bilddaten, nachdem sie erfasst und gespeichert wurden. Der
im Verarbeitungsblock 312 gezeigte erste Schritt besteht in
der Berechnung des Frequenzfehlers aufgrund der Änderungen
in B0. Dieser wird durch Subtrahieren einer
Bezugslarmorfrequenz f0, die erzeugt wird, wenn sich das
Polarisationsmagnetfeld B0 an einem nicht gestörten
Bezugswert befindet, von der Larmorfrequenz f durchgeführt,
die mit dem gleichzeitig erfassten NMR-Überwachungssignal
gemessen wird. Der Bezugswert ist ein Durchschnittswert
über die Zeit oder kann zuvor gewählt werden. Der durch
diesen Frequenzfehler Δf erzeugte Phasenfehler wird dann
wie im Verarbeitungsblock 314 gezeigt berechnet. Wie es in
Fig. 4 durch die Gerade 320 gezeigt ist, akkumuliert der
Phasenfehler mit der Zeit t, dem Anlegen des RF-
Anregungsimpulses 8 folgend. Die Rate der
Phasenfehlerakkumulierung ist die Neigung der Geraden 320,
die durch den Frequenzfehler Δf bestimmt wird. Das erfasste
Echosignal 6 kann unter Verwendung einer einzelnen
Phasenfehlerkorrektur korrigiert werden, die zur Echozeit
TE wie folgt berechnet wird:
Δϕ = Δf . TE.
Alternativ kann die Phasenfehlerkorrektur separat zu jeder
Abtastzeit des NMR-Echosignals 6 berechnet werden. In jedem
Fall wird eine Phasenkorrektur Δϕ bei jeder komplexen (I,
Q)-Abtastung des NMR-Bildsignals 6 wie im
Verarbeitungsblock 316 gezeigt durchgeführt. Ähnliche
Korrekturen werden bei jedem erfassten NMR-Bildsignal in
dem k-Raum-Bilddatensatz unter Verwendung der
Frequenzinformationen durchgeführt, die aus deren
zugehörigen NMR-Überwachungssignalen hergeleitet werden.
Ein Bild wird dann wie im Verarbeitungsblock 318 gezeigt
unter Verwendung der kompensierten k-Raum-Daten
rekonstruiert.
Viele Modifikationen der vorstehend beschriebenen
Ausführungsbeispiele sind möglich, ohne vom Schutzbereich
der Erfindung abzuweichen. Es gibt andere Verfahren zur
Messung der Frequenz des Überwachungssignals. Bei dem
vorstehend angeführten einfachsten Verfahren werden die
Messungen von B0, die der Erfassungszeit des NMR-Signals am
Nächsten sind, zur Korrektur des Signals verwendet. Eine
Alternative ist die Anpassung erfasster B0-Messungen an
eine Funktion niedriger Ordnung, wie ein Polynom, zur
Ausbildung von B0(t). Der Wert der B0(t)-Funktion an jeder
Signalerfassungszeit t wird dann bestimmt. Die Funktion
B0(t) kann auch unter Verwendung eines Tiefpassfilters
berechnet werden, was den zusätzlichen Vorteil einer
Reduzierung kleiner schneller Fluktuationen hat, die durch
einen niedrigen Signal-zu-Rauschabstand in den
Überwachungssignalen verursacht werden. Gleichermaßen kann
die Herausfilterung derartiger kleiner Fluktuationen durch
die Durchführung von Korrekturen nur dann, wenn die B0-
Fluktuationen einen Schwellenwert überschreiten
(beispielsweise 1 Hz), erreicht werden.
Überwachungssignale werden in einer verschachtelten Art und
Weise während einer Abtastung mit einem MRI-System erfasst.
Durch Schwankungen in dem Polarisationsmagnetfeld B0
verursachte Frequenzänderungen werden unter Verwendung der
Überwachungssignale gemessen, und diese gemessenen
Frequenzänderungen werden zur Kompensation von während der
Abtastung erfassten Bilddaten verwendet.
Claims (20)
1. Verfahren zur Erzeugung eines Bildes mit einem
Magnetresonanzabbildungssystem, mit den Schritten:
- a) Durchführen einer Reihe von Abbildungsimpulsfolgen, bei denen eine entsprechende Reihe von NMR-Signalen erfasst wird,
- b) Erfassen einer Reihe von NMR- Überwachungssignalen, wobei die Erfassung der NMR- Überwachungssignale mit der Erfassung der Reihe der NMR- Signale verschachtelt ist,
- c) Kompensieren der Reihe der erfassten NMR-Signale bezüglich Schwankungen in einem Polarisationsmagnetfeld B0 in dem Magnetresonanzabbildungssystem unter Verwendung von aus der Reihe der NMR-Überwachungssignale hergeleiteten Informationen und
- d) Rekonstruieren eines Bildes unter Verwendung der kompensierten NMR-Signale.
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die NMR-
Überwachungssignale während der Durchführung der
Abbildungsimpulsfolgen erfasst werden.
3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei die
Abbildungsimpulsfolgen eine
Gradientenrückrufechoimpulsfolge darstellen, die umfasst
- a) Erzeugen eines rf-Anregungsimpulses zur Erzeugung einer transversalen Magnetisierung,
- b) Erzeugen eines Phasenkodierungsgradientenimpulses, um die transversale Magnetisierung mit einer Phasenverschiebung zu beaufschlagen, und
- c) Erfassen des NMR-Signals, während ein Auslesegradientenimpuls erzeugt wird,
4. Verfahren nach Anspruch 2, wobei ein NMR-
Überwachungssignal während jeder Abbildungsimpulsfolge in
der Reihe erfasst wird, und jedes NMR-Signal mit
Informationen kompensiert wird, die aus dem während der
gleichen Abbildungsimpulsfolge erfassten NMR-
Überwachungssignal hergeleitet werden.
5. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die NMR-
Überwachungssignale durch die Durchführung einer Reihe von
Überwachungssignalimpulsfolgen erfasst werden, die mit der
Durchführung der Reihe der Abbildungsimpulsfolgen
verschachtelt sind.
6. Verfahren nach Anspruch 5, wobei jede
Überwachungssignalimpulsfolge einen rf-Anregungsimpuls
enthält.
7. Verfahren nach Anspruch 5, wobei die
Überwachungssignalimpulsfolgen derart verschachtelt sind,
dass eine Überwachungssignalimpulsfolge in Intervallen von
weniger als 100 Millisekunden über die Durchführung der
Reihe der Abbildungsimpulsfolgen durchgeführt wird.
8. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die aus den NMR-
Überwachungssignalen hergeleiteten Informationen deren
Frequenz ist.
9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei die Frequenz jedes
NMR-Überwachungssignals durch die Schritte hergeleitet
wird:
- a) Erfassen von Quadraturabtastungen des NMR- Überwachungssignals,
- b) Berechnen der Phase jeder Quadraturabtastung und
- c) Berechnen der Änderungsrate in der Phase aufeinanderfolgender Quadraturabtastungen.
10. Verfahren nach Anspruch 9, wobei die Änderungsrate in
der Phase durch die Schritte berechnet wird:
Anpassen der berechneten Phasen aufeinanderfolgender Quadraturabtastungen an eine Gerade und
Berechnen der Neigung der Geraden.
Anpassen der berechneten Phasen aufeinanderfolgender Quadraturabtastungen an eine Gerade und
Berechnen der Neigung der Geraden.
11. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die NMR-Signale durch
die Schritte erfasst werden:
- a) Empfangen jedes NMR-Signals und
- b) Demodulieren der empfangenen NMR-Signale unter Verwendung eines Trägersignals mit einer Frequenz f,
12. Verfahren nach Anspruch 11, wobei die
Trägersignalfrequenz f geändert wird, nachdem jedes NMR-
Überwachungssignal erfasst und zur Bestimmung der Frequenz
des NMR-Überwachungssignals verarbeitet wurde.
13. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Reihe der NMR-
Signale durch Quadraturabtastung jedes NMR-Signals und
Speicherung der Quadraturabtastungen in einem Speicher
erfasst wird, und
wobei jedes NMR-Signal durch Änderung der Phasen der
gespeicherten Quadraturabtastungen unter Verwendung von aus
einem NMR-Überwachungssignal hergeleiteten Informationen
kompensiert wird.
14. Verfahren nach Anspruch 13, wobei die aus dem NMR-
Überwachungssignal hergeleiteten Informationen dessen
Änderungsrate in der Phase darstellen.
15. Verfahren nach Anspruch 14, wobei jede
Abbildungsimpulsfolge die Erzeugung eines rf-
Anregungsimpulses und, nach einer Zeit TE danach, die
Erfassung des NMR-Signals enthält, und
wobei die Änderung der Phasen der Quadraturabtastungen
durch die Änderungsrate in der Phase des NMR-
Überwachungssignals und der Zeit TE bestimmt wird.
16. Magnetresonanzabbildungssystem, mit
- a) einer Einrichtung zur Erzeugung eines Polarisationsmagnetfeldes B0 über einen Bereich,
- b) einer Einrichtung zur Erzeugung einer transversalen Magnetisierung von Spins, die in dem Bereich vorhanden sind,
- c) einer Einrichtung zur Erfassung von NMR-Signalen, die durch die transversal magnetisierten Spins in dem Bereich erzeugt werden,
- d) einer Einrichtung zur Erzeugung von Magnetfeldgradienten über den Bereich,
- e) einem Impulsgenerator zum Betreiben der Einrichtungen b), c) und d) zur Durchführung einer Reihe von Abbildungsimpulsfolgen zur Erzeugung einer entsprechenden Reihe von NMR-Signalen und zur Erzeugung einer Reihe von NMR-Überwachungssignalen, die mit der Reihe der NMR-Signale verschachtelt ist,
- f) einer Einrichtung zur Kompensation der Reihe der erfassten NMR-Bildsignale bezüglich Schwankungen in dem Polarisationsmagnetfeld B0 unter Verwendung von Informationen, die aus der Reihe der erfassten NMR- Überwachungssignale hergeleitet werden, und
- g) einer Rekonstruktionseinrichtung zur Erzeugung eines Bildes aus den kompensierten NMR-Signalen.
17. System nach Anspruch 16, wobei der Impulsgenerator die
Reihe der NMR-Überwachungssignale durch die Steuerung der
Einrichtungen b) und c) zur Durchführung einer Reihe von
Überwachungsimpulsfolgen erzeugt, die mit der Durchführung
der Reihe der Abbildungsimpulsfolgen verschachtelt ist.
18. System nach Anspruch 16, wobei die Einrichtung zur
Kompensation eine Einrichtung zur Berechnung der Frequenz
jedes erfassten NMR-Überwachungssignals zur Bestimmung von
Änderungen in dem Polarisationsmagnetfeld B0 enthält, die
auftreten, während die Reihe der NMR-Bildsignale erfasst
wird.
19. System nach Anspruch 18, wobei die Einrichtung zur
Erfassung einen Empfänger enthält, der die NMR-Bildsignale
unter Verwendung eines Trägersignals demoduliert, und die
NMR-Bildsignale durch die Änderung der Frequenz dieses
Trägersignals kompensiert werden.
20. System nach Anspruch 18, wobei die Einrichtung zur
Erfassung einen Speicher zur Speicherung digitalisierter
Abtastungen der erfassten NMR-Bildsignale enthält, und die
NMR-Bildsignale durch die Änderung der Phase der
gespeicherten digitalisierten Abtastungen kompensiert
werden.
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