DE19630758B4

DE19630758B4 - Schnelle Herz-gesteuerte kernmagnetische Resonanz-Erfassung mit verbessertem T1-Kontrast

Info

Publication number: DE19630758B4
Application number: DE19630758A
Authority: DE
Inventors: Thomas Waukesha Kwok-Fah-Foo
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1995-08-03
Filing date: 1996-07-30
Publication date: 2009-03-19
Anticipated expiration: 2016-07-31
Also published as: JP3814340B2; US5545992A; DE19630758A1; JPH09103418A

Abstract

Verfahren zum Betreiben einer kernmagnetischen Resonanz-Erfassungsvorrichtung, um kernmagnetische Resonanz-Daten zum Erzeugen eines Bilds eines Objekts mit verbessertem Kontrast zu erfassen, mit den Schritten:
a) Anlegen eines Polarisationsmagnetfelds durch die Vorrichtung;
b) Anlegen eines Beschleunigungs-Hochfrequenz-Felds (210) an das Objekt, mit einem Kipp-Winkel im Bereich von 60° bis 140°,
c) Durchführen einer Disdaq-Impulsfolge (212) durch die Vorrichtung, die ein Anlegen eines Hochfrequenz-Felds an das Objekt, mit einem Kipp-Winkel kleiner als der Kipp-Winkel des Beschleunigungs-Hochfrequenz-Felds, enthält,
d) Durchführen einer Reihe von kernmagnetischen Resonanz-Messungen (214) durch die Vorrichtung, bei denen eine Quermagnetisierung mittels eines Erregungs-Hochfrequenz-Felds (21) erzeugt wird und ein durch die Quermagnetisierung erzeugtes kernmagnetisches Resonanz-Signal erfasst wird, und
e) Betreiben der kernmagnetischen Resonanz-Vorrichtung zum Rekonstruieren eines Bilds aus den erfassten kernmagnetischen Resonanz-Signalen (161).

Description

Die Erfindung bezieht sich auf kernmagnetische Resonanz-Abbildungsverfahren und -Systeme. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf die Erfassung von Herz-gesteuerten Bildern.
Wenn eine Substanz, wie beispielsweise menschliches Gewebe, einem einheitlichen Magnetfeld (Polarisationsmagnetfeld B_o) unterworfen ist, versuchen die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe, sich entsprechend diesem Polarisationsfeld auszurichten, präzedieren aber darum herum in einer zufälligen Anordnung mit ihrer charakteristischen Larmorfrequenz. Wenn die Substanz oder das Gewebe einem Magnetfeld (Anregungsfeld B₁) unterworfen ist, das in der x-y-Ebene liegt und sich nahe der Larmorfrequenz befindet, kann das nelto-ausgerichtete Moment M_z in die x-Y-Ebene gedreht oder "gekippt" werden, um ein nelto transversales magnetisches Moment M_t zu erzeugen. Ein von den erregten Spins emittiertes Signal kann nach Beendigung des Anregungssignals B₁ empfangen und zur Bildung eines Bilds verarbeitet werden.
Wenn diese Signale zur Erzeugung von Bildern benützt werden, werden Magnetfeld-Gradienten (G_x, G_y und G_z) verwendet. Typischerweise wird der abzubildende Bereich mittels einer Folge von Meßzyklen abgetastet, während derer sich diese Gradienten entsprechend dem verwendeten besonderen Lokalisierungsverfahren verändern. Der sich ergebende Satz von empfangenen kernmagnetischen Resonanz-Signalen (NMR-Signalen) wird digitalisiert und verarbeitet, um das Bild unter Verwendung einer von zahlreichen wohlbekannten Rekonstruktionstechniken zu rekonstruieren.
Die meisten gegenwärtig zur Erzeugung medizinischer Bilder verwendeten kernmagnetischen Resonanz-Abtastungen erfordern viele Minuten zur Erfassung der erforderlichen Daten. Die Verringerung dieser Abtastzeit ist eine wichtige Erwägung, da eine verringerte Abtastzeit den Patientendurchsatz erhöht, den Komfort für den Patienten und die Bildqualität durch Verringerung von Bewegungsartefakten verbessert. Es gibt eine Gruppe von Impulsfolgen, die eine sehr kurze Wiederholzeit (TR) besitztzen und vollständige Abtastungen ergeben, die eher in Sekunden als in Minuten durchgeführt werden kann. Wenn sie auf Herzabbildung angewendet werden, kann beispielsweise eine Reihe von Bildern, die das Herz in verschiedenen Phasen seines Zyklus zeigt, bei einem einzelnen Atemanhalten erfaßt werden.
Während die herkömmlicheren Impulsfolgen Wiederholzeiten TR viel größer als die Spin-Spin-Relaxationskonstante T₂ besitzen, so daß die Magnetisierung Zeit hat, zwischen phasenkohärenten Erregungsimpulsen in aufeinanderfolgenden Folgen zu relaxive, besitzen die schnellen Impulsfolgen eine Wiederholzeit TR, die kleiner als T₂ ist, und die Quermagnetisierung in ein quasistationäres Gleichgewicht steuert. Derartige Techniken werden als quasistationäre freie Präzessions-(steady-state free precession; im nachfolgenden als SSFP bezeichnet)-Techniken bezeichnet und sind durch ein zyklisches Muster von Quermagnetisierung gekennzeichnet, bei dem das sich ergebende Magnetresonanz-Signal nachfokussiert wird, um ein Echosignal zu erzeugen.
Eine derartige SSFP-Impulsfolge wird als Gradientennachfokussiert erfaßt quasistationär (gradient refocused acquired steady-state; im folgenden als GRASS bezeichnet) bezeichnet und verwendet einen Auslesegradienten G_x, um die Spitze des Magnetresonanz-Echosignals, das nach jedem Hochfrequenz-Erregungsimpuls (RF-Erregungsimpuls) erzeugt wird, zur Mitte der Impulsfolge hin zu verschieben. Diese Impulsfolge ist in 3 gezeigt, wobei das kernmagnetische Resonanz-Signal ein Gradienten-abgerufenes Echo ist, das durch den Auslesegradienten G_x hervorgerufen wird. Bei zweidimensionaler Abbildung wird ein Schnittauswahl-Gradientenimpuls durch den Gradienten G_z erzeugt und sofort auf die wohlbekannte Weise nachfokussiert. Eine Phasenkodierender Gradientenimpuls G_y wird kurz danach erzeugt, um die erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Daten in der Position zu kodieren und, um das quasistationäre Gleichtgewicht zu erhalten, werden die Wirkungen des phasenkodierenden Gradientenimpulses mittels eines entsprechenden G_y-Rückspul- Gradientenimpulses zu Null gemacht, nachdem das Magnetresonanz-Signal erfaßt wurde und bevor die nächste Impulsfolge beginnt, wie im US-Patent US 4 665 365 beschrieben.
Da SSFP-Folgen Hochfrequenz-Erregungsimpulse mit kleinen Kippwinkeln verwenden und die Magnetisierung nach jeder Impulsfolge nicht zurückerlangt werden darf, ist der Bildkontrast aufgrund der Spindichte nicht annähernd so gut wie mit herkömmlchen Impulsfolgen. Demzufolge wurden anderen Bildkontrast-Verbesserungsverfahren vorgeschlagen, die auf den verschiedenen T₁- und T₂-Konstanten von Geweben beruhen. Wie von A. Haase in "Snapshot Flash MRI Applications to T₁, T₂, and Chemical-Shift Imaging" in Magnetic Resonance In Medicine, 13 S. 77–89 (1990), und D. Matthaei et al. in "Fast Inversion Recovery T₁ Contrast and Chemical Shift Contrast In High Resoluation Snapshot Flash MR Images", in Magnetic Resonance in Medicine, Vol. 10, Seiten 1 bis 6, 1992, und dem US-Patent US 5 256 967 A mit dem Titel "Fast NMR Image Acquisition With Spectrally Selective Inversion Pulses" beschrieben, kann einer oder mehrere vorbereitende Hochfrequenzimpulse, die die Spin-Magnetisierung festsetzen, um T₁ oder T₂ kontrastverstärkte Bilder zu erzeugen, einer Reihe von SSFP-Impulsfolgen vorhergehen. Diese Verfahren erfordern alle eine beträchtliche Wartezeit vor der Erfassung von Bilddaten, um eine Entwicklung des Kontrastes zu ermöglichen.
Herz-gesteuerte Erfassungen werden verwendet, um das Herz bei verschiedenen Phasen des Herzzyklus darstellende Bilder zu erzeugen. Durch Verwendung von SSFP-Impulsfolgen kann eine "Gruppe" von k-Raum Linien oder Ansichten (z. B. 8) während jedes Herzzyklus für einen besonderen Schnittort erfaßt werden. Als Ergebnis davon können Daten für ein Bild in einer Aufeinanderfolge von Herzzyklen und während eines einzelnen Atemanhaltens erfaßt werden. Es ist zu beachten, daß jede Gruppe von Ansichten von demselben räumlichen Ort erfaßt werden kann, wobei in diesem Fall eine Reihe von Bildern an demselben räumlichen Ort erhalten wird, wobei jedes Bild bei einer verschiedenen zeitlichen Phase des Herzzyklus erfasst ist. Dies stellt eine Vielphasen– oder Filmerfassung dar. Zusätzlich kann jede Gruppe von verschiedenen räumlichen Orten aus erfasst werden, wobei in diesem Fall eine Reihe von Bilder, von denen jedes an einem verschiedenen räumlichen Ort erfasst ist, bei verschiedenen zeitlichen Phasen des Herzzyklus ist. Diese zweite Anwendung stellt eine Einzelphasen-Vielschnitt-Erfassung dar, bei der die zeitliche Abdeckung des Herzzyklus gegen eine größere räumliche Abdeckung in einer Erfassung ausgetauscht ist.
Im Fall der Einzelphasen-Vielschnitt-Erfassung ist die Magnetisierung an einem gegebenen räumlichen Ort nicht im dynamischen Gleichgewicht. Da ein Herzzyklus in der Größenordnung von 1 Sekunde ist, hat die Längsmagnetisierung genügend Zeit, sich zwischen Gruppen zu ihrem thermischen Gleichgewichtswert zu entspannen. Als Ergebnis davon hat während jeder Gruppe von SSFP-Impulsfolgen die Magnetisierung keine Zeit eine stabile Zustandsbedingung festzusetzen. Der sich ergebende Bildkontrast ist dann in erster Linie von der Spindichte eher als von T₁ bestimmt und wertvolle klinische Informationen gehen verloren.
Die US 5 225 780 A beschreibt eine äußerst schnelle kernmagnetische Resonanz-Abtastung mit einer Vorbereitungsphase, einer Stabilisierungsphase und einer Datenerfassungsphase. Der Bildkontrast wird durch eine Vorbereitungsphase verbessert, die einer Umkehr- Wiederherstellung gleicht, und dieser folgt ein Satz schneller Impulsfolgen, in dem sich die Magnetisierung stabilisieren kann. Während der letzten Phase werden Bilddaten erfasst, wobei ein Satz von GRASS-Impulsfolgen verwendet wird, die in einer zentrischen Ansichtsreihenfolge ausgeführt werden.
Die vorliegende Erfindung ist ein Verfahren zur schnellen Ansteuerung der Quermagnetisierung von Spins in ein quasistationäres Gleichgewicht vor der Erfassung von kernmagnetischen Resonanz–Daten unter Verwendung einer Reihe von schnellen Impulsfolgen, um den T₁–Kontrast im rekonstruierten Bild zu verstärken. Insbesondere wird vor jeder Gruppe von schnellen kernmagnetischen Resonanz-Signal–Erfassungen eine vorbereitete Folge durchgeführt, in der ein Hochfrequenz–Erregungsimpuls mit einem Klapp-Winkel von im Wesentlichen 90° an die Spins angelegt wird, und eine Vielzahl von Disdaq-Impulsfolgen (im Stand der Technik derart bezeichnete Dummy- bzw. Schein-Impulsfolgen) wird durchgeführt, um die Magnetisierung vor der Durchführung einer Impulsfolge schnell in ein quasistationäres Gleichgewicht zu steuern, in dem kernmagnetische Resonanz-Daten erfaßt werden.
Eine allgemeine Aufgabe der Erfindung besteht darin, den T-Kontrast bei einem schnell erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Bild zu verstärken, indem Spinmagnetisierung vor der Datenerfassung schnell in ein quasistationäres Gleichgewicht gesteuert wird. Eher als eine Invertierung der Magnetisierung mit einem 180° Erregungsimpuls oder einfach einem Anlegen einer Reihe von Disdaq-Impulsfolgen zum Steuern der Magnetisierung in ein quasistationäres Gleichgewicht, wird der beste Bildkontrast mit zumindest Einfluß auf die Erfassungszeit mittels Anlegen eines 90° Hochfrequenz-Erregungsimpulses gefolgt von wenigen Disdaq-Impulsfolgen erhalten. Dies ist der schnellste Weg zu dem gewünschten quasistationären Gleichgewicht, in dem T₁-gewichtete kernmagnetische Resonanz-Signale erfaßt werden.
Weitere Aufgaben, Merkmale und Vorteile der Erfindung werden aus der nachfolgenden Beschreibung eines bevorzugten Ausführungsbeispiels in Verbindung mit der Zeichnung offensichtlich.
Es zeigen:
1 ein Blockschaltbild eines Magnetresonanz-Abbildungs-Systems nach dem Stand der Technik, bei dem die vorliegende Erfindung verwendet wird,
2 eine graphische Darstellung der vom Magnetresonanz-Abbildungs-System gemäß 1 durchgeführten Datenerfassungsfolge,
3 eine graphische Darstellung einer zur Erfassung von Ansichten bei der Erfassung gemäß 2 verwendeten Impulsfolge,
4 eine graphische Darstellung von verschiedenen Wegen zum Steuern der Längsmagnetisierung in ein dynamisches Gleichgewicht,
5 eine graphische Darstellung der in jeder Gruppe von Impulsfolgen in 2 verwendeten Kipp-Winkel, und
6 eine graphische Darstellung der Magnetisierung, wenn veränderliche Kipp-Winkel verwendet werden, wie in 5 gezeigt.
In 1 sind die Hauptbestandteile eines bevorzugten Magnetresonanz-Abbildungs-Systems (MRI-Systems), das die Erfindung enthält, gezeigt. Die Funktion der Systems wird von einer Bedienerkonsole 100 aus gesteuert, die eine Tastatur und Steuertafel 102 und eine Anzeigeeinrichtung 104 enthält. Die Bedienerkonsole 100 steht über eine Verbindungseinrichtung bzw. Verbindungsleitung 116 mit einem separaten Computersystem 107 in Verbindung, das einem Bediener eine Steuerung der Erzeugung und Anzeige von Bildern auf der Anzeigeeinrichtung bzw. dem Bildschirm 104 ermöglicht. Das Computersystem 107 enthält eine Anzahl von Einheiten, die mit einander über eine Rückwandplatine in Verbindung stehen. Diese enthält eine Bildverarbeitungseinheit 106, eine Zentralverarbeitungseinheit (CPU-Einheit) 108 und eine Speichereinheit 113, die im Stand der Technik als Bildspeicher zur Speicherung von Bilddatenfeldern bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einer Plattenspeichereinrichtung 111 und einer Bandlaufwerkseinrichtung 112 zur Speicherung von Bilddaten und Programmen verbunden und steht mit einer separaten Systemsteuereinrichtung 122 über eine Hochgeschwindigkeits-Verbindungseinrichtung bzw. serielle Hochgeschwindigkeits-Verbindungsleitung 115 in Verbindung.
Die Systemsteuereinrichtung 122 enthält einen Satz von Einheiten, die miteinander über eine Rückwandplatine verbunden sind. Diese enthalten eine CPU-Einheit 119 und eine Impulsgenerator-Einheit 121, die mit der Bedienerkonsole 100 über eine serielle Verbindungseinrichtung bzw. Verbindungsleitung 125 verbunden ist. Über diese Verbindungseinrichtung bzw. Verbindungsleitung 125 empfängt die Systemsteuereinrichtung 122 Befehle vom Bediener, die die durchzuführende Abtastfolge anzeigen. Die Impulsgenerator-Einheit 121 bedient die Systembestandteile, um die gewünschte Abtastfolge durchzuführen. Sie erzeugt Daten, die den Zeitpunkt, die Stärke und die Form der zu erzeugenden Hochfrequenz-Impulse (RF-Impulse) anzeigen, und den Zeitpunkt und die Länge des Datenerfassungsfensters. Die Impulsgenerator-Einheit 121 ist mit einem Satz von Gradientenverstärkereinrichtungen 127 verbunden, um den Zeitpunkt und die Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse anzuzeigen. Die Impulsgenerator-Einheit 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungssteuereinrichtung 129, die Signale von einer Anzahl von verschiedenen, mit dem Patienten verbundenen, Sensoreinrichtungen empfängt, wie beispielsweise EKG-Signale von Elektroden oder Atemsignale von einem Blasebalg. Schließlich ist die Impulsgenerator-Einheit 121 mit einer Abtastraum-Schnittstellenschaltungseinrichtung 133 verbunden, die Signale von zahlreichen Sensoreinrichtungen empfängt, die mit dem Zustand des Patienten und des Magnetsystems in Verbindung stehen. Auch empfängt ein Patientenpositionierungssystem 134 über die Abtastraum-Schnittstellenschaltungseinrichtung 133 Befehle, den Patienten zu der für die Abtastung gewünschten Position zu bewegen.
Die von der Impulsgenerator-Einheit 121 erzeugten Gradientensignalformen werden an ein Gradientenverstärkereinrichtungssystem 127 mit G_x-, G_y- und G_z-Verstärkereinrichtungen angelegt. Jede Gradientenverstärkereinrichtung erregt eine entsprechende Gradientenspule in einer im allgemeinen mit 139 bezeichneten Anordnung, um die zur Positions-Kodierung erfaßter Signale verwendeten Magnetfeld-Gradienten zu erzeugen. Die Gradientenspulenanordnung 139 bildet einen Teil einer Magnetanordnung 141, die einen Polarisationsmagneten 140 und eine Ganzkörper-Hochfrequenz-Spule (Ganzkörper-RF-Spule) 152 enthält. Eine Sende-/Empfangs-Einheit 150 in der Systemsteuereinrichtung 122 erzeugt Impulse, die von einer Hochfrequenz-Verstärkereinrichtung (RF-Verstärkereinrichtung) 151 verstärkt werden und über eine Sende-/Empfangsschaltereinrichtung 154 zu der Hochfrequenzspule 152 gekoppelt werden. Die sich ergebenden, von den erregten Kernen in dem Patienten abgestrahlten Signale können durch dieselbe Hochfrequenzspule 152 erfaßt und über die Sende-/Empfangsschaltereinrichtung 154 zu einer Vorverstärkereinrichtung 153 gekoppelt werden. Die verstärkten kernmagnetischen Resonanz-Signale werden in dem Empfangsteil der Sende-/Empfangs-Einheit 150 demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Die Sende-/Empfangsschaltereinrichtung 154 wird mittels eines Signals von der Impulsgenerator-Einheit 121 gesteuert, um die Hochfrequenz-Verstärkereinrichtung 151 während der Sendebetriebsart elektrisch mit der Hochfrequenzspule 152 und während der Empfangsbetriebsart mit der Vorverstärkereinrichtung 153 zu verbinden. Die Sende-/Empfangsschaltereinrichtung 154 ermöglicht auch den Gebrauch einer separaten Hochfrequenzspule (beispielsweise einer Kopfspule oder einer Oberflächenspule) entweder in der Sende- oder Empfangsbetriebsart.
Die durch die Hochfrequenzspule 152 aufgenommenen Magnetresonanzsignale werden mittels der Sende-/Empfangs-Einheit 150 digitalisiert und zu einer Speicher-Einheit 160 in der Systemsteuereinrichtung 122 übertragen. Wenn die Abtastung vollständig ist und das gesamte Datenfeld in der Speicher-Einheit 160 erfaßt wurde, wendet eine Feldverarbeitungseinrichtung 161 eine Fourier-Transformation auf die Daten in ein Feld von Bilddaten an. Diese Bilddaten werden über die serielle Verbindungseinrichtung bzw. Verbindungsleitung 115 zu dem Computersystem 107 zugeführt, wo sie in der Plattenspeichereinrichtung 111 gespeichert werden. Ansprechend auf von der Bedienerkonsole 100 empfangene Befehle können diese Bilddaten auf der Bandlaufwerkseinrichtung 112 archiviert oder mittels der Bildverarbeitungseinrichtung 106 weiter verarbeitet und der Bedienerkonsole 100 zugeführt und auf der Anzeigeeinrichtung 104 dargestellt werden. Bezüglich einer genaueren Beschriebung der Sende-/Empfangs-Einheit 150 wird auf die US-Patente Nr. 4 952 877 und 4 992 736 verwiesen.
Gemäß 2 verwendet die Herzerfassung eine Reihe von schnellen Gradienten-Echo-Impulsfolgen, wobei die Wiederholzeit TR jeder Gradienten-Echo-Impulsfolge zwischen 6 und 15 ms liegt, abhängig von der Art der verfügbaren Gradienten-Hardware und gewählten Abbildungsparametern. Diese Impulsfolgen werden während des Intervalls zwischen den Herztriggersignalen 200, bezeichnet als das R-R-Intervall, ausgeführt. Die Länge des R-R-Intervalls ist eine Funktion des Herzschlags des Patienten, aber liegt typischerweise in der Größenordnung von einer Sekunde.
Bei einer schnellen Herzerfassung unter Verwendung von Gradienten-Echos wird das R-R-Intervall in viele kurze Segmente aufgeteilt, wobei jedes Segment eine schnelle Gradienten-Erfassungs-Impulsfolge mit einem nominellen Kipp-Winkel von zwischen 20° bis 40° ist. Jedes schnelle Gradienten-Echo-Segment erfaßt ein kernmagnetisches Resonanz-Signal, das eine einzelne Linie des k-Raums darstellt, die manchmal als eine phasenkodierte Ansicht oder eine "Ansicht" bezeichnet wird. Benachbarte schnelle Gradienten-Echo-Segmente werden weiterhin in Gruppen von n kombiniert, wobei n typischerweise zwischen 1 und 8 liegt. "n" wird häufig als die Anzahl der phasenkodierten Ansichten pro Gruppe bezeichnet. Die Daten von jeder Gruppe tragen zur Erzeugung eines Bilds mit verschiedenen zeitlichen Phasen des Herzzyklus (R-R-Intervall) bei. Der zeitliche Ort dieser Phasenbilder hängt von der relativen Zeit von dem Herztrigger (R-Zacke) 200 zur Mitte jeder Gruppe der schnellen Gradienten-Echo-Segmente ab. Gemäß 2 bildet die erste Gruppe der Segmente die Gruppe 201, die Ansichten von einem ersten k-Raum Datensatz 202 erfaßt. Die nächste Gruppe der schnellen Gradienten-Echo-Segmente bildet eine andere Gruppe 203, die Ansichten bei einer zweiten Herzphase für einen zweiten k-Raum Datensatz 204 erfaßt, und eine dritte Gruppe von Segementen bildet eine andere Gruppe 205, die Ansichten von einem dritten k-Raum Datensatz 206 erfaßt. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird jedes der drei bei den separaten Herzphasen 1, 2 und 3 erfaßten Bilder auch aus separaten Schnittorten im Patienten erfaßt. Als Ergebnis davon hat die Spin-Magnetisierung in jedem Schnitt die Gelegenheit, sich für beinahe einen Herzzyklus (≈ 1 Sekunde) zwischen der Erfassung von jeder aufeinanderfolgenden Gruppe von Ansichten zu entspannen.
Die Anzahl von Herzphasen (oder die Anzahl von bei der Einzel-Phasen-Viel-Schnitt-Erfassung erfaßten Schnittorten), die während einer Erfassung abgebildet wird, hängt von der Anzahl der Gruppen von n phasenkodierten Ansichten pro Gruppe ab, die in das R-R-Intervall des Patienten passen können. Acht schnelle Gradienten-Echo-Segmente werden nominell ausgewählt, um eine Gruppe zu bilden, da dies einen Kompromiß zwischen der zeitlichen Auflösung jedes Bilds (definiert als die zur Erfassung von Daten von einer Gruppe von 8 Segmenten erforderliche Zeit) und der gesamten Bilderfassungszeit darstellt. Da nominell 128 Ansichten für die Bildung eines vollständigen Bilds erforderlich sind, bedeutet die Verwendung von 8 Segmenten pro Gruppe, daß 8 Ansichten des k-Raums pro Herztrigger erfaßt werden. Daher sind 16 Herztrigger erforderlich, um die Datenerfassung für ein herkömmmliches Magnetresonanz-Abbildungsbild zu vervollständigen, also eine Zeit, die innerhalb der Fähigkeit der meisten Patienten zum Luftanhalten liegt.
Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel mit 8 phasenkodierten Ansichten pro Gruppe sind nach 16 Herzschlägen alle 128 phasenkodierten Ansichten für jeden Datensatz 202, 204 und 206 erfaßt. Jeder k-Raum Datensatz 202, 204 und 206 wird dann verwendet, um ein Bild zu rekonstruieren, indem eine zweidimensionale Fourier-Transformation durchgeführt wird, wie es dem Fachmann wohlbekannt ist. Die sich ergebenden Bilder stellen das Herz an drei Schnitt-Orten und aufeinanderfolgenden Phasen des Herzzyklus dar, in 2 als Phase 1, Phase 2 und Phase 3 bezeichnet. Es ist auch zu beachten, daß beim bevorzugten Ausführungsbeispiel die bezeichnete Phase 1, Phase 2 und Phase 3 auch einen bezeichneten Ort 1, Ort 2 bzw. Ort 3 darstellen.
Gemäß 3 erfasst die im bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung verwendete schnelle Impulsfolge das S+ kernmagnetische Resonanz-Signal und ist im Stand der Technik als eine Gradienten-nachfokussierte erfasste quasistationäre (gradient refocused acquired steady-state; im folgenden als GRASS bezeichnet) Folge bekannt. Ein G_z-Schnittauswahl-Gradient 20 wird zusammen mit einem auswählenden Hochfrequenz-Erregungsimpuls 21 mit einem nominellen Kipp-Winkel von 20° bis 40° angelegt. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist eine kurze TE-Zeit (Echo-Zeit) wünschenswert, um fluß-induzierte Phasenverschiebungs-Effekte zu minimieren. Kurze TE-Zeiten sind, unabhängig davon, ob eine Fluß-Kompensation verwendet wird, bevorzugt. Die TR-Zeit (Widerholzeit) sollte auch so kurz wie möglich sein, um räumliche Unschärfe-Artefakte von Bewegung gemittelt über die zur Erfassung von Daten für eine einzelne Gruppe von Ansichten erforderliche Zeit zu minimieren. Ein Verfahren zur Verringerung der Folge TR besteht darin, ein Teil-Echo zu verwenden. Zur Verringerung der TR auf 6,8 ms wird eine Teil-Echo-Erfassung von 160 Frequenz-kodiert-Datenabtastungen während eines Datenerfassungsfensters 22 erfasst und ein G_x Auslese-Gradient 24 bildet den gewünschten Ansichtsbereich. Eine effektive Auflösung in der Frequenz-Kodierungsrichtung (x-Achse) von 256 wird durch Verwendung einer Trägerfrequenzüberlagerten bzw. homodinen Bildrekonstruktion erreicht, wie im US-Patent Nr. 5 168 227 A , eingereicht am 1. Mai 1991, mit dem Titel "High Resolution Imgaging Using Short TE and TR pulse Sequences With Asymmetric NMR Echo Acquisition" beschrieben. Während der Erfassung jedes Schnitts werden die G_y phasenkodierende Gradientenimpulse 23 stufenweise auf 128 diskrete Werte eingestellt, um eine entsprechende Anzahl von "Ansichten" zu erfassen. Mit acht während jedes Herzzyklus erfaßten Ansichten kann das vollständige Bild in einer Abtastung von 14 bis 16 Sekunden erhalten werden.
Gemäß 2 stellt sich die Längs-Magnetisierung während Erfassungen in aufeinanderfolgenden Herzzyklen deutlich wieder her. Als Folge davon besteht ein geringer Unterschied zwischen mittels sich in T₁ Relaxationszeiten unterscheidenden Spins erzeugten kernmagnetischen Resonanz-Signalen (NMR-Signalen) und geringer Bildkontrast zwischen Geweben wie beispielsweise dem Myokard bzw. Herzmuskel und fließendem Blut. Um einen derartigen Kontrast auszubilden, ist es wünschenswert, die Längsmagnetisierung in ein dynamisches Gleichgewicht zu steuern, in dem Spin-Arten mit kurzer T₁ viel größere kernmagnetische Resonanz-Signale erzeugen werden als Spin-Arten mit langer T₁. Dies kann durch Durchführung von Dummy-Impulsfolgen bzw. Schein-Impulsfolgen (die im Stand der Technik als "Disdaqs" bezeichnet werden) erreicht werden, in denen die Impulsfolge durchgeführt wird, aber kein kernmagnetisches Resonanz-Signal erfaßt wird. Wie durch die durchgezogene Linie 30 in 4 gezeigt, erfordert dies 18 bis 20 Disdaq-Folgen, um die Längsmagnetisierung auf den durch eine Linie 31 gezeigten dynamischen Gleichgewichtspegel zu steuern. Dies ist unbefriedigend, da es die zur Erfassung jeder Gruppe von acht Ansichten erforderliche Zeit um mehr als einen Faktor drei vergrößert.
Eine Lehre der vorliegenden Erfindung besteht darin, daß der dynamische Gleichgewichtszustand der Magnetisierung durch Verwendung eines anfänglichen Hochfrequenz-Erregungsimpulses mit einem sehr großen Kipp-Winkel, um die Magnetisierung in eine Sättigung zu bringen, schneller erreicht werden kann. Dieser anfängliche Hochfrequenz-Erregungsimpuls, bezeichnet als ein Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls, hilft, die Annäherung an den dynamischen stabilen Gleichgewichtszustand von unter halb des dynamischen Gleichgewichtspegels, wie durch Linie 31 angezeigt, zu steuern.
So wie der dynamische Gleichgewichtszustand bei schnellen Gradienten-Echo-Impulsfolgen mit kurzen TR Zeiten ein kleiner Bruchteil der verfügbaren Längsmagnetisierung Mo ist, erfordert es eine viel kürzere Zeit, das dynamische Gleichgewicht von einem kleinen Wert Mz aus zu erreichen, als von einem Wert Mz, der nahe Mo liegt. Dies wird in 4 veranschaulicht, wo die gestrichelte Linie 32 die Wirkung des Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impulses zeigt, der die Magnetisierung in ungefähr 5 bis 8 TR Perioden, im Vergleich zu 18 bis 20 TR Perioden, in einen quasistationären Zustand steuert. Der Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls besitzt einen nominellen Kipp-Winkel von 90°.
Eine weitere Lehre der vorliegenden Erfindung besteht darin, daß die Datenerfassung um eine oder mehrere Disdaq-Perioden nach dem Anlegen des Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impulses verzögert werden kann. Auf diese Weise scheint die Magnetisierung während der Datenerfassung der Gruppe von Ansichten den dynamischen Gleichgewichtszustand auch schneller zu erreichen. Dies wird durch die strich-punktierte Linie 33 veranschaulicht, die die Annäherung an den quasistationären Zustand für den Herzmuskel folgend auf einen 90° Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls und zwei Disdaqs zeigt.
Wiederum gemäß 2 wird die vorliegende Erfindung auf eine schnelle Herz-gesteuerte Erfassung angewendet, indem ein Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls 210 und zwei Disdaqs 212 zu jeder Impuls-Folge-Gruppe 201, 203 und 205 hinzugefügt werden. Ein Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls 210 wird als ein schnelle Gradienten-Echo-Impulsfolge, wie in 3 gezeigt, angelegt, aber es werden keine kernmagnetischen Resonanz-Daten erfaßt. Ein Vorteil der Steuerung der Längsmagnetisierung zum Gleichgewicht mit derselben Impulsfolge, die nachfolgend zur Erfassung von kernmagnetischen Resonanz-Daten verwendet wird, besteht darin, daß irgendwelche Wirbelströme, die durch die schnell schaltenden Gradientenfelder hervorgerufen werden, eine Gelegenheit zur Stabilisierung vor der Erfassung der kernmagnetischen Resonanz-Daten besitzen. Dies verringert Phasenfehler in den erfaßten Daten, die anderenfalls Bild-Artefakte erzeugen könnten.
Beim bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung besitzt der Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls 210 eine 90° Kipp-Winkel. In der Tat kann eine wesentliche Verbesserung mit einem Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls mit einem Kipp-Winkel zwischen 60° und 140° erreicht werden. Jedoch wird der T₁ Kontrast von Geweben verbessert, wenn größere Kipp-Winkel verwendet werden, und das Signal-Rausch-Verhältnis der erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Signale wird verbessert, wenn kleinere Kipp-Winkel verwendet werden. Ein Kipp-Winkel von ungefähr 90° bildet einen optimalen Kompromiß zwischen diesen zwei miteinander im Widerstreit stehenden Durchführungsparametern.
Die Anzahl von Disdaq-Folgen 212, die auf den Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls 210 folgen, wird durch eine Reihe von Faktoren bestimmt. Ein Zwischenzeitraum ist nach dem Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls 210 erforderlich, um eine Entwicklung von Gewebeunterscheidung aufgrund verschiedener T₁ Relaxationszeiten zu ermöglichen. Dies ist ähnlich der TI Zeit bei einem Umkehr-Wiederherstellungs-Versuch, außer, daß der Zeitraum im vorliegenden Fall eine Größenordnung kürzer ist. Die Wahl von zwei Disdaqs 212 erfolgt, da diese eine Entwicklung des T₁ Kontrasts erlaubt, die Längsmagnetisierung zu einem dynamischen Gleichgewicht hin steuert und die Anzahl der Impulsfolgen in jeder Gruppe 201, 203 und 205 nicht über Gebühr verlängert. Eine Zunahme der verwendeten Anzahl von Disdaqs 212 wird den T₁ Kontrast verbessern und Bild-Artefakte im Ausmaß der verlängerten Abtastzeit oder einer Verringerung in der Anzahl von während der Abtastung erfaßten Schnitte verringern.
Da die Magnetisierung während der Annäherung an das quasistationäre Gleichgewicht abgetastet wird, wird eine ungleiche Gewichtung der verschiedenen erfaßten Ansichten auftreten. Diese veränderliche Gewichtung dient als k-Raum-Filter, das mit zur Bildunschärfe beiträgt. Um diesen Effekt zu minimieren, wird für alle die Hochfrequenz-Impulse innerhalb einer Gruppe, einschließlich der Disdaqs, ein veränderliches Kipp-Winkel-Schema verwendet.
Die veränderlichen Kipp-Winkel werden unter Verwendung einer von den Bloch-Gleichungen erhaltenen Formel berechnet, unter der Annahme, daß die gesamte Quermagnetisierung vernichtet wird. Für konstante Werte der Quermagnetisierung werden die Kipp-Winkel wie folgt berechnet:
wobei n = Disdaqs, ..., 0, 1, 2, ..., m + p, p = Anzahl von Extraansichten zur Berechnung des veränderlichen Kipp-Winkels und α_{n = m} _{+ p} = Ziel-Kipp-Winkel. Es ist zu beachten, daß M – / n die Längskomponente der Magnetisierung von dem n-ten Hochfrequenz-Impuls ist. Dies ist ähnlich dem veränderlichen Kipp-Winkel-Schema, das McKinnon (McKinnon GC; Magn. Reson. Med. 1993; 30: 609–616) verwendet. Um geringfügig größere Kipp-Winkel zu erzeugen und gleiche Gewichtung der k-Raum Ansichten immmer noch beizubehalten, kann auch eine Näherung von Gleichung (1) verwendet werden. Wenn TR << T₁, kann der Exponential-Term im Zähler vernachlässigt werden:
wobei Gleichung (2) eine veränderliche Kipp-Winkel-Reihe mit geringfügig größeren Kipp-Winkels als Gleichung (1) erzeugt. Wie in 6 gezeigt, ist das durch Gleichung (2) erzeugte Signal (gestrichelte Linie 43) fast identisch mit dem Signal unter Verwendung von Gleichung (1) (durchgezogene Linie 41). Die entsprechende Längsmagnetisierung ist auch für Gleichung (2) (gestrichelte Linie 42) und Gleichung (1) (durchgezogene Linie 40) gezeigt. Nennwerte von T₁ = 300, M_o = 0,6 und p = 1 wurden bestimmt, um bei 1,5 T optimale Ergebnisse zu erhalten.
Entweder Gleichung (1) oder Gleichung (2) können ohne Verlust an Bildqualität verwendet werden. Beim bevorzugten Auführungsbeispiel wird Gleichung (2) sich wiederholend angewendet und die Kipp-Winkel der Disdaqs 212 werden auch in die Berechnung von tan α_n-1 eingeschlossen.
Wie in 5 gezeigt, enthält jede Gruppe von Impulsfolgen eine 90° Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impulsfolge 210, gefolgt von zwei Disdaq-Impulsfolgen 212 und acht Datenerfassungs-Impulsfolgen 214. Die Kipp-Winkel der in den Disdaqs und den Datenerfassungs-Impulsfolgen 214 verwendeten Hochfrequenz-Erregungsimpulse 21 (3) werden durch Gleichung (1) bestimmt. Der Ziel-Kipp-Winkel ist typischerweise im Bereich von 20° bis 40°, um den besten Kontrast und das beste Signal-Rausch-Verhältnis zu erhalten und dieser Kipp-Winkel wird typischerweise in der n-ten Datenerfassungs-Impulsfolge 214 erreicht, wobei n = Anzahl von Ansichten in einer Gruppe.
Während die vorliegende Erfindung inbesondere bei einer schnellen Herz-gesteuerten kernmagnetischen Resonanz-Abtastung nützlich ist, um schnell ein dynamisches Gleichgewicht der Magnetisierung herzustellen und den T₁ Kontrast zu erhöhen, kann sie auch bei anderen Anwendungen verwendet werden. Beispielsweise kann der Hochfrequenz-Beschleunigungs-Impuls und eine Reihe von Disdaqs vor einer echo-planaren Abbildungsfolge (EPI-Folge) verwendet werden, um den T₁ Kontrast ohne bedeutende Erhöhung der Abtastzeit zu verbessern. Diese und andere Anwendungen der vorliegenden Erfindung sind für den Fachmann offensichtlich.
Eine schnelle Gradienten-Echo, Herz-gesteuerte kernmagnetische Resonanz-Abtastung wird mittels Erfassung von Gruppen von Ansichten während jedes Herzzyklus durchgeführt. Jeder Gruppe von Ansichten gehen ein Beschleunigungs-Hochfrequenz-Impuls und Disdaq-Impulsfolgen vorher, um den T₁ Kontrast zu verbessern und die Spin-Magnetisierung schnell in ein dynamisches Gleichgewicht zu steuern.

Claims

Verfahren zum Betreiben einer kernmagnetischen Resonanz-Erfassungsvorrichtung, um kernmagnetische Resonanz-Daten zum Erzeugen eines Bilds eines Objekts mit verbessertem Kontrast zu erfassen, mit den Schritten: a) Anlegen eines Polarisationsmagnetfelds durch die Vorrichtung; b) Anlegen eines Beschleunigungs-Hochfrequenz-Felds (210) an das Objekt, mit einem Kipp-Winkel im Bereich von 60° bis 140°, c) Durchführen einer Disdaq-Impulsfolge (212) durch die Vorrichtung, die ein Anlegen eines Hochfrequenz-Felds an das Objekt, mit einem Kipp-Winkel kleiner als der Kipp-Winkel des Beschleunigungs-Hochfrequenz-Felds, enthält, d) Durchführen einer Reihe von kernmagnetischen Resonanz-Messungen (214) durch die Vorrichtung, bei denen eine Quermagnetisierung mittels eines Erregungs-Hochfrequenz-Felds (21) erzeugt wird und ein durch die Quermagnetisierung erzeugtes kernmagnetisches Resonanz-Signal erfasst wird, und e) Betreiben der kernmagnetischen Resonanz-Vorrichtung zum Rekonstruieren eines Bilds aus den erfassten kernmagnetischen Resonanz-Signalen (161).
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Beschleunigungs-Hochfrequenz-Feld (210) einen Kipp-Winkel von etwa 90° aufweist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Reihe von kernmagnetischen Resonanz-Messungen (214) unter Verwendung einer Reihe von schnellen Gradienten-Echo-Impulsfolgen durchgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei die Disdaq-Impulsfolge (212) eine schnelle Gradienten-Echo-Impulsfolge ist.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei das Beschleunigungs-Hochfrequenz-Feld (210) als Teil einer schnellen Gradienten-Echo-Impulsfolge angelegt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Schritte a) bis d) eine Vielzahl von Malen durchgeführt werden, bevor ein Bild aus den erfassten kernmagnetischen Resonanz-Signalen rekonstruiert wird.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei in Schritt c) zwei Disdaq-Impulsfolgen (212) durchgeführt werden.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die in Schritt d) durchgeführte Reihe von kernmagnetischen Resonanz-Messungen (214) eine Reihe von schnellen Gradienten-Echo-Impulsfolgen ist.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei acht schnelle Gradienten-Echo-Impulsfolgen durchgeführt werden.
Vorrichtung zur Erfassung von kernmagnetischen Resonanz-Daten zur Erzeugung eines Bilds eines Objekts mit verbessertem Kontrast, mit: a) einer Einrichtung (140) zum Anlegen eines Polarisationsmagnetfelds an das Objekt, b) einer Einrichtung zum Anlegen eines Beschleunigungs-Hochfrequenz-Felds (210) mit einem Kipp-Winkel im Bereich von 60° bis 140° an das Objekt, c) einer Einrichtung zur Durchführung einer Disdaq-Impulsfolge (212), die ein Anlegen eines Hochfrequenz-Felds an das Objekt, mit einem Kipp-Winkel kleiner als der Kipp-Winkel des Beschleunigungs-Hochfrequenz-Felds, enthält, d) einer Einrichtung zur Durchführung einer Reihe von kernmagnetischen Resonanz-Messungen (214), bei denen eine Quermagnetisierung mittels eines Erregungs-Hochfrequenz-Felds (21) erzeugt wird und ein durch die Quermagnetisierung erzeugtes kernmagnetisches Resonanz-Signal erfasst wird, und e) einer Einrichtung zur Rekonstruktion eines Bilds aus den erfassten kernmagnetischen Resonanz-Signalen (161).