DE19901726A1

DE19901726A1 - Verfahren zur Verringerung von Maxwell-Term-Artefakten bei schnellen Spinecho-Magnetresonanzbildern

Info

Publication number: DE19901726A1
Application number: DE19901726A
Authority: DE
Inventors: Xiaohong Zhou; Matthew Abraham Bernstein; Steven Gousheng Tan
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1997-04-10
Filing date: 1999-01-18
Publication date: 2000-07-20
Anticipated expiration: 2019-01-19
Also published as: US6011392A; DE19901726B4

Abstract

Erfindungsgemäß werden schnelle Spinecho-Impulsfolgen zur Verringerung oder Beseitigung von Bildartefakten eingestellt, die durch Maxwell-Terme verursacht werden, die aus linearen Abbildungsgradienten entstehen. Die Signalverläufe der Schnittauswahl- (306), Phasencodierungs- (309) und Auslesegradienten (308) werden in Form, Größe oder Position zur Beseitigung oder Verringerung der Phasenfehler eingestellt, die durch die ortsquadratischen Maxwell-Terme verursacht werden.

Description

Die Erfindung betrifft Kernmagnetresonanz-Abbildungsverfahren und Systeme. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf die Korrektur von Bildartefakten, die durch "Maxwell-Terme" ver ursacht werden, die durch Abbildungsgradienten bei Magnetre sonanz-Abbildungssystemen erzeugt werden.

Wenn eine Substanz wie menschliches Gewebe einem gleichmäßi gen Magnetfeld (Polarisationsfeld B₀) ausgesetzt wird, versu chen die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Ge webe sich mit diesem Polarisationsfeld auszurichten. Sie wei sen auch eine Präzession darum bei ihrer charakteristischen Larmorfrequenz auf. Wird die Substanz oder das Gewebe einem Magnetfeld (Anregungsfeld B₁) ausgesetzt, das sich in der X- Y-Ebene befindet und nahe der Larmorfrequenz ist, kann das netto-ausgerichtete Moment M_z gedreht oder in die X-Y-Ebene zur Erzeugung eines netto-transversalen magnetischen Moments M_t gekippt werden. Durch die angeregten Spins wird ein Signal emittiert, und nachdem das Anregungsfeld B₁ abgeschaltet wird, kann dieses Signal empfangen und zur Ausbildung eines Bildes verarbeitet werden.

Bei der Verwendung dieser Signale zur Erzeugung von Bildern werden Magnetfeldgradienten (G_x, G_y und G_z) verwendet. Typi scherweise wird das abzubildende Gebiet durch eine Folge von Meßzyklen abgetastet, bei denen diese Gradienten sich ent sprechend dem verwendeten bestimmten Lokalisationsverfahren verändern. Der resultierende Satz empfangener kernmagneti scher Resonanzsignale (NMR-Signale) wird digitalisiert und zur Rekonstruktion des Bildes unter Verwendung eines vieler bekannter Rekonstruktionsverfahren verarbeitet.

Ein Verfahren zur schnellen Erzeugung von Bildern ist die re laxationsverbesserte Schnellerfassungs-Folge (Rapid Acquisi tion Relaxation Enhanced (RARE)-Folge), die von J. Hennig et al. in einem Artikel in Magnetic Resonance in Medicine 3,823-833 (1986) mit dem Titel "Rare Imaging: A Fast Imaging Method for Clinical MR" beschrieben ist. Die RARE-Folge sowie ihre als schnelle Spinecho-Folge (FSE-Folge) bekannte Variante verwenden eine Carr-Purcell-Meiboom-Gill-Hochfrequenz- Impulskette, um mehrfache Spinecho-Signale aus einer einzel nen Anregung zu erzeugen, wobei jedes erfaßte Echosignal ein zeln phasencodiert wird. Jede Impulsfolge oder jede Aufnahme resultiert daher in der Erfassung einer Vielzahl von Ansich ten. Bei der originalen RARE-Folge kann die Anzahl von An sichten soviel wie 128 sein. Somit können ausreichend Daten zur Bildrekonstruktion in einer einzelnen Aufnahme erhalten werden. Bei den meisten klinischen Anwendungen wird jedoch typischerweise eine Vielzahl von Aufnahmen zur Erfassung ei nes kompletten Datensatzes verwendet, wie es von R. V. Mulkern et al. in Magnetic Resonance Imaging, Band 8, Seiten 557-566, 1990, beschrieben ist.

Es ist bekannt, daß Imperfektionen bei den linearen Magnet feldgradienten (G_x, G_y und G_z) Artefakte bei rekonstruierten Bildern erzeugen. Es ist beispielsweise ein bekanntes Pro blem, daß durch Gradientenimpulse erzeugte Wirbelströme die Magnetfelder verzerren und Bildartefakte erzeugen. Verfahren zur Kompensation derartiger Wirbelstromfehler sind beispiels weise in der US-A-4 698 591, US-A-4 950 994 und US-A-5 226 418 offenbart.

Es ist auch bekannt, daß die Gradienten über das gesamte Ab bildungsvolumen nicht perfekt gleichmäßig sein können, was zu einer Bildverzerrung führen kann. Verfahren zur Kompensation dieser Ungleichmäßigkeit sind bekannt und beispielsweise in der US-A-4 591 789 beschrieben.

Abgesehen von unkompensierten Wirbelstromfehlern und Gradien ten-Ungleichmäßigkeitsfehlern, die der Korrektur entkommen, kann angenommen werden, daß die Magnetfeldgradienten (G_x, G_y und G_z) lineare Magnetfelder genau wie programmiert erzeugen, und somit die NMR-Daten räumlich bzw. örtlich korrekt codie ren. Mit diesen Gradienten ist das gesamte Magnetfeld am Ort (x, y, z) herkömmlicherweise zu B₀ + G_xx + G_yy + G_zz gegeben, und die Richtung des Feldes verläuft für gewöhnlich entlang der z-Achse. Diese Beschreibung ist allerdings nicht ganz kor rekt. Solange ein linearer Magnetfeldgradient angelegt wird, wird das Gesamtmagnetfeld weg von der z-Achse geschwenkt und seine Amplitude zeigt Ortsabhängigkeiten höherer Ordnung (x², y², z², z³, . . .). Diese Phänomene sind eine direkte Folge der Maxwell-Gleichungen, die fordern, daß das Gesamtmagnetfeld folgende zwei Bedingungen erfüllt: . = 0 und x = 0. Die Ma gnetfelder höherer Ordnung, die als Maxwell-Terme (oder Max well-Felder) bezeichnet werden, stellen einen fundamentalen physikalischen Effekt dar und sind nicht mit Wirbelströmen oder einer Imperfektion der Hardware-Entwicklung und -Her stellung verbunden. Obwohl Maxwell-Terme zumindest seit einem Jahrzehnt bekannt sind, wurde ihre Auswirkung auf die Abbildung aufgrund ihrer geringen Folgen unter herkömmlichen Abbildungsbedingungen weitgehend ignoriert.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, die vorste henden Probleme zu lösen.

Erfindungsgemäß werden Bildartefakte in einer FSE-Folge auf grund von Maxwell-Termen durch Änderung der Gradientensignal verläufe unterdrückt. In der Schnittauswahlrichtung werden Gradientensignalverläufe symmetrisch um Nachfokussierimpulse gemacht, wo dies bevorzugt ist, und für den ersten Nachfokus sierimpuls, bei dem eine derartige Symmetrie nicht bevorzugt ist, wird einer der Brechgradientenimpulse in der Größe zur Beseitigung von Artefakten aufgrund des quadrierten Maxwell- Terms (d. h. x², y² oder z²) angepaßt. Artefakte aufgrund der quadrierten Terme, die sich aus den Phasencodierungs- Gradientenimpulsen ergeben, werden durch Verringerung deren Amplitude auf den minimal möglichen Betrag innerhalb des Zeitabschnitts minimiert, der für deren Ausbildung bzw. Aus gabe jeweils möglich ist. Die Artefakte aufgrund der qua drierten Maxwell-Terme, die sich aus dem Auslesegradienten ergeben, werden durch Anpassung der Größe der Vorphasenkeule des Auslesegradienten beseitigt.

Die durch die gemischt quadratischen Maxwell-Terme (d. h. xz- und yz-Terme) verursachten Artefakte sind im allgemeinen klein und können oft unter Verwendung regulärer FSE- Phasenkorrekturverfahren beseitigt werden, wie es in der US-A-5 378 985 (Januar 1995) beschrieben ist. In Fällen, in de nen derartige Terme signifikant werden und unter Verwendung der vorhandenen Phasenkorrekturverfahren nicht entfernt wer den können, kann die Position der Gradientensignalverläufe derart eingestellt werden, daß sie in der Impulsfolge nicht überlappen (oder minimal überlappen).

Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispie len unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeichnung näher be schrieben. Es zeigen:

Fig. 1 ein Blockschaltbild eines Magnetresonanz- Abbildungssystems, bei dem die Erfindung verwendet wird,

Fig. 2 ein Blockschaltbild der Sendeempfangseinrichtung, die einen Teil des Magnetresonanz-Abbildungssystems in Fig. 1 bildet,

Fig. 3 eine herkömmliche FSE-Impulsfolge (durchgezogene Linien) und eine verbesserte FSE-Impulsfolge (gestrichelte Linien) gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfin dung, die bei dem Magnetresonanz-Abbildungssystem in Fig. 1 verwendet wird,

Fig. 4 eine grafische Darstellung eines trapezförmigen Gra dientenimpulses,

Fig. 5 eine grafische Darstellung verbesserter Gradientenim pulse in der Schnittauswahlrichtung gemäß dem bevorzugten Ausführungsbeispiel, die in der FSE-Folge in Fig. 3 verwendet werden,

Fig. 6 eine grafische Darstellung der verbesserten Gradien tenimpulse in der Ausleserichtung gemäß dem bevorzugten Aus führungsbeispiel, die in der FSE-Folge in Fig. 3 verwendet werden, und

Fig. 7 eine grafische Darstellung einer Alternative zur Ein stellung des Schnittauswahlgradientens zur Beseitigung der Maxwell-Terme durch Addition eines extra Geschwindigkeits kompensierten Impulses, d. h. eines (1, -2, 1)-Impulses mit Nullbereich.

Die Maxwell-Terme sind im wesentlichen die Ortsgradienten hö herer Ordnung (zweiter Ordnung, dritter Ordnung usw.), die durch die angelegten linearen Magnetfeldgradienten (x-, y- und z-Gradienten) erzeugt werden. Diese Terme können direkt aus den Maxwell-Gleichungen hergeleitet werden. Entsprechend den Maxwell-Gleichungen muß ein Magnetfeld folgende zwei Bedingungen erfüllen:

wobei der Differentialoperator ( ∼ ∂/∂x + ∂/∂y + ∂/)∂z, das elektrische Feld, die Stromdichte und µ₀ und ε₀ jeweils die magnetische Permeabilitätskonstante und die Dielektrizi tätskonstante des freien Raums sind. Ist keine Stromdichte vorhanden und das elektrische Feld statisch, reduziert sich Gleichung 1b zu:

. = 0. (1c)

Aus den Gleichungen 1a und 1c wird folgendes erhalten:

Die vorstehenden vier Gleichungen 2 und 3a-c enthalten im ganzen 9 partielle Ableitungen, unter denen lediglich 5 unab hängig sind. Die nächste Aufgabe besteht in der Auswahl die ser fünf unabhängigen Variablen. Mit

(G_x, G_y und G_z sind die linearen Gra dienten) können G_x, G_y und G_z als die ersten drei unabhängigen Variablen ausgewählt werden. Für ein radial symmetrisches G_z- Feld in Zylinderkoordinaten sollten ∂B_x/∂x und ∂B_y/∂y iden tisch sein. Um jedoch einen allgemeineren Fall abzudecken, wird ein dimensionsloser Symmetrieparameter α als vierte un abhängige Variable ausgewählt:

Die letzte unabhängige Variable kann zweckmäßig (beruhend auf Gleichung 3a) folgendermaßen gewählt werden:

An diesem Punkt können alle partiellen Ableitungen in den Gleichungen 2 und 3 unter Verwendung der fünf unabhängigen Variablen G_x, G_y, G_z, α und g wie folgt ausgedrückt werden:

Mit allen Termen ergibt sich das gesamte Magnetfeld zu:

= B_x + B_y + B_z, (7)

wobei sich für die erste Ordnung ergibt:

Die vorstehenden Gleichungen ziehen zwei wichtige Folgen nach sich. Zum ersten ist das B₀-Feld aufgrund der transversalen Felder B_x und B_y nicht länger entlang der z-Achse ausgerich tet. Zum zweiten ist die Amplitude des B₀-Feldes nicht ein fach durch B = B₀ + G_xx + G_yy + G_zz gegeben, sondern durch

(B₀ + G_xx + G_yy + G_zz stellt lediglich die z-Komponente des Ge samtfeldes dar). Wenn drei sequentielle Taylorreihenentwick lungen bei Gleichung 9 jeweils bezüglich x, y und z durchge führt werden, ist ersichtlich, daß das Magnetfeld nicht nur seine regulären Ortsabhängigkeiten der nullten und ersten Ordnung aufweist, sondern auch Ortskomponenten höherer Ord nung zeigt. Das Ergebnis der Taylorentwicklung bis zur zwei ten Ordnung ist durch Gleichung 10 dargestellt.

(Die Taylor-Entwicklung muß bis zu einer ausreichend hohen Ordnung zum Erhalten des Ergebnisses in Gleichung 10 ausge führt werden. Beispielsweise wird der Term (G_xx + G_yy + G_zz)² durch einen gleichen und entgegengesetzten Term aus der Ent wicklung höherer Ordnung aufgehoben.) Für in den meisten Ma gnetresonanz-Abbildungssystemen (MRI-Systemen) verwendete Gradientensysteme ist g = 0 und α ≈ 1/2 (aufgrund der Zylinder symmetrie). Unter diesen Bedingungen vereinfacht sich Glei chung 10 zu:

Hat das in Frage kommende Magnetresonanzsystem (MR-System) keine Zylindersymmetrie, können statt dessen die geeigneten Werte von g und α in Gleichung 10 verwendet werden.

Die Gleichungen 10 und 11 zeigen, daß immer wenn ein linearer Magnetfeldgradient angelegt wird, Gradientenfelder höherer Ordnung erzeugt werden, um die Maxwell-Gleichungen zu erfül len. Diese Gradientenfelder höherer Ordnung werden als Max well-Terme oder Maxwell-Felder bezeichnet.

Unter Einbeziehung der Maxwell-Terme ergibt sich die zweidi mensionale NMR-Signalgleichung zu:

wobei B_M die Maxwell-Terme höherer Ordnung des Magnetfelds und ϕ_M den assoziierten Phasenfehler darstellt, der als Max well-Phase bezeichnet wird. Zuerst wird der Term in Gleichung 12c untersucht, der die z²-Ortsabhängigkeit aufweist. Dieser Term ist insbesondere wichtig bei sagittalen FSE- Rückgratbildern mit großem Ansichtfeld (FOV) (beispielsweise 48 cm). (Für ein konkretes Beispiel wird ein sagittales Bild mit großem Ansichtfeld angenommen, das mittels eines supra leitenden Magneten erhalten wird, dessen z-Richtung mit der langen Achse des Patienten ausgerichtet ist. Die hierin be schriebenen Betrachtungen und Verfahren gelten auch bei Koro na-Abtastungen bzw. Kranzabtastungen mit großem Ansichtfeld und bei Schrägabtastungen, die im wesentlichen in der korona len oder sagittalen Ebene liegen. Die beschriebenen Verfahren können auch bei Abtastungen mit kleineren Ansichtfeldern aber großen Verschiebungen von dem Gradientenisozentrum bzw. Gra dientenfokalpunkt angewendet werden. Die Analyse kann auch leicht auf Vertikalfeldmagneten verallgemeinert werden, bei denen die z-Achse der Vorder-/Hinterfront des Patienten ent spricht.) Daher kann z in Gleichung 12c ± 24 cm groß sein. In sagittalen Bildern liegt die Schnittauswahlrichtung entlang der physikalischen x-Achse und der Gradient G_x trägt zu dem Maxwell-Term mit z²-Ortsabhängigkeit bei. Liegt die Auslese richtung entlang der Oben-/Unten-Richtung (Superior/Inferior- (S/I)Richtung) (d. h. der physikalischen z-Achse), dann trägt auch der Phasencodierungsgradient G_y zu dem z²-Maxwell-Term bei. Werden allerdings die Phasen- und Frequenzrichtungen ge tauscht, dann trägt der Auslesegradient anstelle des Phasen codierungsgradienten zu dem z²-Maxwell-Term bei.

Es wird eine willkürliche trapezförmige Gradientenkeule wie in Fig. 4 gezeigt betrachtet. Die Keule hat einen Bereich bzw. eine Fläche

Das quadrierte Integral, das zur Berechnung der quadrierten Phasenfehler verwendet wird, ergibt sich zu

Als nächstes wird der FSE-Schnittauswahl-Signalverlauf in Fig. 5 betrachtet. Die zwei schraffierten Keulen 6 und 8 bil den jeweils die rechte Hälfte des 90°- Schnittauswahlgradienten und den linksseitigen Brechgradien ten für die ersten 180°. Diese Gradientenkeulen 6 und 8 sind durch Abbildungserwägungen, wie die Schnittdicke, die Anre gungsbandbreite und FID-Reduzierung bestimmt. Unter Verwen dung der Gleichungen 13 und 14 können der Gesamtbereich und der Maxwell-Term der zwei schraffierten Gradientenkeulen 6 und 8 leicht berechnet werden. Das Ziel besteht darin, eine rechte Brechgradientenkeule 10 für den ersten 180°- Nachfokussierimpuls zu entwickeln, die gleichzeitig den Be reich bzw. die Fläche und den Maxwell-Term der Gradientenkeu len 6 und 8 durch Ausnutzung des Phasenumkehreffekts des Hochfrequenz-Nachfokussierimpulses (RF-Nachfokussierimpulses) zu null macht. Solange die mit den Gradientenkeulen 6 und 8 assoziierten Maxwell-Terme durch die Gradientenkeule 10 auf gehoben werden, werden die quadrierten Maxwell-Terme, die sich aus den gesamten Schnittauswahlgradienten ergeben, auf gehoben, da alle anderen Gradientensignalverläufe (beispielsweise die jeden Nachfokussier-RF-Impuls begleiten den Schnittauswahlgradienten und die den zweiten Nachfokus sierimpuls und darüber hinaus umgebenden Brechgradienten) symmetrisch hinsichtlich jedes Nachfokussier-RF-Impulses sind.

Der gesamte schraffierte Bereich der Gradientenkeulen 6 und 8 sei ein Bereich bzw. eine Fläche A und ihr gesamter Maxwell- Term sei M. Da der Bereich bzw. die Fläche der Gradientenkeu le 10 A ausgleichen muß, liefert Gleichung 13 in Verbindung mit Fig. 5:

G₁ ist durch die Abbildungsbedingungen (180°-Impulsbandbreite und Schnittdicke) fest, jedoch kann G₂ variiert werden. Unter der Annahme von Anstiegsgeschwindigkeits-begrenzten Rampen ergibt sich:

wobei h die maximale Gradientenamplitude und r die Anstiegs zeit von 0 auf h ist. Durch Einsetzen von Gleichung 16 in Gleichung 15 kann die Bereichsbeziehung ausgedrückt werden durch

Gleichermaßen liefern die Gleichungen 14 und 16 in Verbindung mit Fig. 5 zum Ausgleichen des Maxwell-Terms M durch die rechte Brechkeule 10:

G₂ kann durch Entfernung von F aus den Gleichungen 17 und 18 gelöst werden. Durch Multiplikation der Gleichung 17 mit G₂ und Subtraktion des Ergebnisses von Gleichung 18 ergibt sich eine kubische Gleichung für G₂ zu:

F wurde aus Gleichung 19 entfernt. Die Strategie besteht so mit darin, die kubische Gleichung für G₂ zu lösen und dann F derart auszuwählen, daß der Flächenzwang in Gleichung 17 er füllt ist.

Die kubische Gleichung kann unter Verwendung von Standardver fahren gelöst werden. Es gibt drei Wurzeln und zumindest eine Wurzel muß real sein. Der erste Schritt zur Lösung der kubi schen Gleichung besteht darin,

zu setzen.

Ist q³ + p² ≦ 0, sind alle drei Wurzeln real. Ist q³ + p² < 0, dann gibt es eine reale Wurzel und ein Paar von konjugiert- komplexen Wurzeln. Lediglich reale Wurzeln sind physikalisch sinnvoll. Die Wurzeln z₁, z₂ und z₃ können bezüglich q und p wie folgt ausgedrückt werden:

wobei i = √-1.

Es wird angenommen, daß G₁ positiv ist. Zum effizienten Ge brauch der Gradienten sollte die Brechamplitude G₂ positiv sein, um FID-Signale aus dem ersten 180°-Impuls aus der Phase zu bringen. G₂ kann jedoch die maximale Gradientenamplitude nicht überschreiten, so daß gilt 0 ≦ G₂ ≦ h. Zur Vermeidung eines großen Anstiegs im Echo-Abstand wird die weitere zwingende Bedingung verwendet, daß gilt G₁ ≦ G. Daher wird nach realen Wurzeln gesucht, die im folgenden Bereich liegen:

G₁ ≦ G₂ ≦ h. (23)

Gibt es mehrere Wurzeln, die Gleichung 23 erfüllen, dann wird die größte ausgewählt.

Bei allen untersuchten klinisch relevanten Protokollen wurden drei reale Wurzeln für Gleichung 19 herausgefunden. Einige allgemeine Eigenschaften kubischer Gleichungen geben manche Einsicht in diese Wurzeln. Da der Koeffizient von G₂ ² in Gleichung 19 null ist, muß zutreffen, daß die Summe der drei Wurzeln null ist. Da außerdem der konstante Term in Gleichung 19 positiv ist, muß das Produkt der drei Wurzeln negativ sein. Daraus kann man schließen, daß, wenn drei reale Wurzeln vorhanden sind, zwei positiv und eine negativ ist. Es wurde herausgefunden, daß eine der positiven Wurzeln Gleichung 23 für alle klinisch relevanten Protokolle erfüllt, die unter sucht wurden.

Ist eine annehmbare Lösung für G₂ gefunden, wird diese Wurzel in Verbindung mit Gleichung 17 zur Lösung der Brecher-Flach- Oben-Dauer F verwendet. Die Dauer der Rampen wird dann aus Gleichung 16 bestimmt. Somit ist der Maxwell-kompensierte rechte Brecher vollständig bestimmt, und der G_x → z²- Maxwell-Term ist bezüglich des ersten Echos kompensiert. Da jedes nachfolgende Brecherpaar symmetrisch bezüglich ihres Nachfokussierimpulses ist, bleibt der Maxwell-Term für die gesamte FSE-Echokette kompensiert.

Bei umgeformtem rechtem Brechgradienten für den ersten Nach fokussierimpuls und symmetrisch gemachten Gradienten, die die anderen Nachfokussierimpulse umgeben, ist ersichtlich, daß die Maxwell-Phasenfehler bei den primären Spin-Echos besei tigt werden können. Allerdings können bei den stimulierten Echos aufgrund des Unterschieds zwischen der durch den ersten rechten Brechgradienten verursachten quadrierten Phase und jenen durch die nachfolgenden Brechgradienten erzeugten immer noch Maxwell-Phasenfehler vorhanden sein. Zur Sicherstellung, daß sowohl primäre Echos als auch die stimulierten Echos frei von Maxwell-Phasenfehlern sind, wird eine "Signalverlauf- Symmetrisierungs"-Strategie zum Angleichen aller Brechgra dienten an den neu umgeformten rechten Brecher des ersten Nachfokussierimpulses beginnend von dem linken Brecher des zweiten Nachfokussierimpulses angewendet, wobei diese feine aber wichtige Änderung für das Erhalten von FSE-Bildern hoher Qualität kritisch ist. Natürlich können auch viele andere Verfahren zum Erreichen der Phasenkohärenz zwischen den pri mären und stimulierten Echos angewendet werden. Beispielswei se kann der linke Brecher des ersten Nachfokussierimpulses anstelle des rechten Brechers umgeformt werden, um die Max well-Phase zu beseitigen, während alle anderen Brecher un verändert bleiben.

Eine alternative Entwicklungsstrategie, die keine Änderung der Brecherkeule 10 erfordert, besteht darin, einen separaten Gradientensignalverlauf zwischen dem 90°-RF-Impuls und dem ersten Nachfokussierimpuls oder zwischen dem ersten und dem zweiten Nachfokussier-RF-Impuls in Abhängigkeit der relativen Amplitude der Maxwell-Terme hinzuzufügen. Ein derartiger Gra dientensignalverlauf sollte einen Netto-Bereich bzw. eine Netto-Fläche von null haben, jedoch sollte das Integral sei ner quadrierten Größe die quadrierten Maxwell-Terme wie vor stehend beschrieben herausheben. Ein bipolarer (1, -1)- Gradientensignalverlauf oder alternativ dazu ein Geschwin digkeits-kompensierter (1, -2, 1)-Gradientensignalverlauf kann verwendet werden, wie es in Fig. 7 durch 15 gezeigt ist.

Der Maxwell-Term aus dem Phasencodierungsgradienten in einer FSE-Folge kann auch zum Geistereffekt bei großen FOV-Bildern beitragen. Beispielsweise kann ein Phasencodierungsgradient in der physikalischen y-Achse einen z²-Maxwell-Term in sagit talen Bildern verursachen, was zu Artefakten an Orten mit großen z-Werten führt. Da sich die Phasencodierungsamplitude von Echo zu Echo ändern muß, ist es schwierig, den Maxwell- Term exakt zu null zu machen. Statt dessen wird er auf an nehmbare Pegel verringert, indem die Zielamplitude gedrosselt wird. Wenn der Bereich A_L konstant gehalten wird, ist gemäß den Gleichungen 13 und 14 der Maxwell-Term einer trapezförmi gen Keule näherungsweise proportional der Gradientenamplitu de. Daher wird die Amplitude durch Verlängern der Dauer jeder Phasencodierungskeule in der FSE-Impulsfolge soviel wie mög lich ohne Erhöhung des minimalen Echoabstands verringert. Diese maximale annehmbare Dauer wird üblicherweise durch die Dauer der Brecher bestimmt. Eine Erhöhung der Phasencodie rungs-Gradientenimpulsbreite bei Konstanthalten der Gradien tenfläche vergrößert nicht notwendigerweise den gemischt qua dratischen Maxwell-Term, der durch das Produkt der Schnitt auswahl- und der Phasencodierungsgradienten erzeugt wird. Wenn beispielsweise angenommen wird, daß der Schnittauswahl gradient für die Dauer eine Konstante ist, wenn der Phasenco dierungsgradient ausgegeben wird, sind die gemischt quadrati schen Maxwell-Terme genau die gleichen vor und nach der Ver längerung des Phasencodierungsimpulses.

Gleichermaßen wie die Schnittauswahl- und die Phasencodie rungsgradienten kann auch der FSE-Auslesegradient ein Max well-Feld erzeugen, das Phasenfehler und zugehörige Bildarte fakte einführt. Die Phasenfehler ergeben sich primär aus den nicht identischen Signalverläufen, die für den Vor-Phasen- Auslesegradienten und den Auslesegradienten an dem ersten Echo verwendet werden. Von dem Zentrum des ersten Echos aus sind die Auslesegradientensignalverläufe symmetrisch bezüg lich jedes Nachfokussier-RF-Impulses. Somit wird der Phasen fehler durch den mit den RF-Nachfokussierimpulsen verbundenen Phasenumkehreffekt beseitigt.

Zur Beseitigung des durch den Auslesegradienten induzierten quadratischen Maxwell-Effekts wird der Vor-Phasen- Auslesegradient derart modifiziert, daß das Gradientenflä chenerfordernis in Gleichung 24 und das Maxwell- Phasenbeseitigungserfordernis in Gleichung 25 gleichzeitig erfüllt sind.

In den vorstehenden Gleichungen sind g_rp(t) und g_ro(t') je weils die Signalverläufe des Vor-Phasen-Auslesegradienten und der ersten Hälfte des ersten Auslesegradienten, wie es in Fig. 6 gezeigt ist. Die Integrale auf der linken überdecken den gesamten Vor-Phasen-Gradienten, und die Integralen auf der rechten überdecken einen Zeitbereich von dem Beginn des Mittelpunkts der ersten Auslesegradientenkeule an. Mit den in dem in Fig. 6 gezeigten Beispiel gegebenen Zeitparametern können die Gleichungen 24 und 25 wie folgt ausgedrückt wer den:

Zur Definition des Vor-Phasen-Gradientensignalverlaufs, der die vorstehenden Gleichungen erfüllt, müssen drei Parameter bestimmt werden: t₁, t_a und G_rp. Unter der Annahme, daß die Rampenzeiten t_a und t_b Anstiegsgeschwindigkeits-beschränkt sind, können t_a und t_b mit dem maximalen Gradienten h, der Anstiegszeit r und der entsprechenden Gradientenamplitude folgendermaßen in Verbindung gebracht werden:

Durch Einsetzen der Gleichungen 28a und 28b in die Gleichun gen 26 und 27 erhält man:

Durch Kombination der vorstehenden zwei Gleichungen zur Be seitigung von t₁ erhält man:

Definition:

Gleichung 31 verringert sich zu:

G 3|rp + u G_rp + ν = 0 (32)

Die drei Lösungen für die kubische Gleichung sind:

wobei

Unter den drei Lösungen ist zumindest ei ne real, wie es vorstehend für den Brechgradienten beschrie ben ist. Somit kann immer eine verwendbare Lösung erhalten werden. In Fällen, in denen es mehrere reale Lösungen gibt, kann beispielsweise die größte Lösung innerhalb der Gradien tenamplitudengrenze ausgewählt werden, so daß die Echozeit minimiert werden kann. Wenn G_rp bestimmt ist, kann die Flach- Oben-Gradientendauer aus Gleichung 29 berechnet werden und die Rampenzeit kann unter Verwendung von Gleichung 28a be stimmt werden. Mit dem durch G_rp, t₁ und t_a bestimmten neuen Vor-Phasen-Gradienten wird der Phasenfehler, der durch den sich aus dem Auslesegradienten ergebenden Maxwell-Term einge führt wird, am Zentrum bzw. Mittelpunkt jedes Echos besei tigt.

Unter Verwendung der vorstehend beschriebenen Verfahren kön nen die Auswirkungen der quadrierten Maxwell-Terme vollstän dig beseitigt oder wesentlich verringert werden. Die gemischt quadratischen Maxwell-Terme, d. h. die xz- und yz-Terme in Gleichung 12c können immer noch vorhanden sein. Da die ge mischten Terme zwei überlappende physikalische Gradienten enthalten und einer der zwei Gradienten (d. h. der Phasenco dierungsgradient) seine Amplitude über die Folge ändern kann, ist es nicht immer praktikabel, das gleiche Maxwell- Aufhebungs-Verfahren, das für die quadrierten Maxwell-Terme entwickelt wurde, zur Beseitigung der gemischten Terme zu verwenden. Glücklicherweise reduzieren sich die gemischt qua dratischen Maxwell-Terme oft auf lineare Terme, und ihre Pha senfehler können somit durch herkömmliche Phasenkorrekturver fahren, wie beispielsweise in der US-A-5 378 985 (Januar 1995) beschrieben, beseitigt werden. Ein derartiges Beispiel kann bei sagittalen Bildern gefunden werden, wo der xz- Maxwell-Term sich auf einen linearen z-Term reduziert, da x eine Konstante bei gegebenem Schnitt ist. In Fällen, in denen die gemischt quadratischen Terme nicht auf einen linearen Term reduziert werden können, wie beispielsweise der yz-Term in einem sagittalen Bild, können die gemischten Terme aufge hoben werden, wenn der Auslese- und der Phasencodierungsgra dient in der Impulsfolge nicht überlappen.

Obwohl bei der vorstehenden Beschreibung hauptsächlich sagit tale Bilder aufgrund ihrer klinischen Bedeutung bei Rück gratuntersuchungen im Vordergrund stehen, können die gleichen Prinzipien auch bei anderen Bildebenen, wie axialen und koro nalen Ebenen verwendet werden.

Ferner sind die vorstehend angeführten Verfahren zur Verrin gerung und Beseitigung der Auswirkung der Maxwell-Terme nicht auf MRI-Systeme mit supraleitendem Magneten beschränkt. Durch nicht supraleitende MRI-Systeme, wie Systeme mit Permanent- oder resistiven Magneten, erzeugte Maxwell-Terme können auch unter Verwendung der gleichen Prinzipien lediglich mit eini gen Notationsänderungen effektiv verringert oder beseitigt werden. Beispielsweise entspricht bei einigen resistiven Ma gneten die physikalische z-Achse des MRI-Systems der Vorder seiten-/Hinterseitenrichtung des Patienten anstelle der Oben-/Unten- Richtung wie bei dem supraleitenden Magneten. Somit liegt ein koronales Bild in der x-y-Ebene, und der Schnit tauswahlgradient (z-Gradient) führt einen x²+y²-Maxwell-Term ein, der viermal kleiner als der durch den Schnittauswahlgra dienten (y-Achse) in einem supraleitenden Magneten erzeugte z²-Term ist. Nichtsdestoweniger kann der Effekt des x²+y²- Maxwell-Terms durch Modifikation des ersten rechten Brechgra dienten oder durch Addition eines Gradientensignalverlaufs mit Nullfläche beseitigt werden, wie es beschrieben und je weils in den Fig. 4 und 7 veranschaulicht ist.

Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels

In Fig. 1 sind die Hauptkomponenten eines bevorzugten Magne tresonanz-Abbildungssystems (MRI-Systems) gezeigt, 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 aufweist. Die Konsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit einem separaten Computersystem 107, das einem Bediener die Steue rung der Erzeugung und der Anzeige von Bildern auf dem Bild schirm bzw. der Anzeigeeinrichtung 104 ermöglicht. Das Compu tersystem 107 enthält eine Anzahl von Einheiten, die mitein ander über eine Rückwandplatine kommunizieren. Unter diesen sind eine Bildverarbeitungseinrichtung 106, eine Zentralver arbeitungseinheit (CPU) 108 und eine Speichereinrichtung 113 enthalten, die in der Technik als Vollbildpuffer zur Speiche rung von Bilddatenarrays bekannt ist. Das Computersystem 107 ist mit einem Plattenspeicher 111 und einem Bandlaufwerk 112 zur Speicherung von Bilddaten und Programmen verbunden und kommunziert über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115 mit einer separaten Systemsteuerung 122.

Die Systemsteuerung 122 beinhaltet eine Gruppe von miteinan der über eine Rückwandplatine verbundenen Einheiten. In die sen sind eine Zentralverarbeitungseinheit (CPU) 119 und eine Impulserzeugungseinrichtung 121 enthalten, die mit der Be dienkonsole 100 über eine serielle Verbindung 125 verbunden ist. Über diese Verbindung 125 empfängt die Systemsteuerung 122 Befehle von dem Bediener, die die durchzuführende Ab tastfolge anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 steu ert die Systemkomponenten zur Ausführung der gewünschten Ab tastfolge. Sie erzeugt Daten, die den Zeitverlauf, die Ampli tude und die Form der zu erzeugenden RF-Impulse (Hochfrequenzimpulse) und den Zeitverlauf und die Länge des Datenerfassungsfensters anzeigen. Die Impulserzeugungsein richtung 121 ist mit einer Gruppe von Gradientenverstärkern 127 zur Anzeige des Zeitverlaufs und der Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse verbunden. Die Im pulserzeugungseinrichtung 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungssteuereinrichtung 129, die Signale von einer Anzahl verschiedener Sensoren empfängt, die mit dem Patienten verbunden sind, wie beispielsweise EKG- Signale von Elektroden oder Atmungssignale von der Lunge. Schließlich ist die Impulserzeugungseinrichtung 121 mit einer Abtastraumschnittstellenschaltung 133 verbunden, die Signale von verschiedenen Sensoren empfängt, die mit dem Zustand des Patienten und des Magnetsystems assoziiert sind. Auch emp fängt ein Patientenpositionierungssystem 134 über die Abta straumschnittstellenschaltung 133 Befehle zur Bewegung des Patienten an die gewünschte Position für die Abtastung.

Die durch die Impulserzeugungseinrichtung 121 erzeugten Gra dientensignalverläufe werden an ein Gradientenverstärkersy stem 127 aus G_x-, G_y- und G_z-Verstärkern angelegt. Jeder Gra dientenverstärker erregt eine entsprechende Gradientenspule in einer allgemein mit 139 bezeichneten Anordnung zur Erzeu gung der Magnetfeldgradienten, die zur räumlichen bzw. örtli chen Codierung erfaßter Signale verwendet werden. Die Gra dientenspulenanordnung 139 bildet einen Teil einer Magne tanordnung 141, in der ein Polarisationsmagnet 140 und eine Ganzkörper-Hochfrequenz-Spule (Ganzkörper-RF-Spule) 152 ent halten sind. Eine Sendeempfangseinrichtung 150 in der System steuerung 122 erzeugt Impulse, die durch einen Hochfrequenz verstärker (RF-Verstärker) 151 verstärkt und der RF-Spule 152 durch einen Sende-/Empfangsschalter 154 zugeführt werden. Die durch die angeregten Kerne in dem Patienten abgestrahlten re sultierenden Signale können durch die gleiche RF-Spule 152 erfaßt und über den Sende-/Empfangsschalter 154 einem Vorver stärker 153 zugeführt werden. Die verstärkten kernmagneti schen Resonanzsignale (NMR-Signale) werden in einem Empfangs abschnitt der Sendeempfangseinrichtung 150 demoduliert, ge filtert und digitalisiert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 wird durch ein Signal von der Impulserzeugungseinrichtung 121 zur elektrischen Verbindung des RF-Vestärkers 151 mit der Spule 152 während des Sendemodus und zur Verbindung des Vor verstärkers 153 während des Empfangsmodus gesteuert. Der Sen deempfangsschalter 154 ermöglicht auch die Verwendung einer separaten RF-Spule (beispielsweise einer Kopfspule oder Ober flächenspule) entweder in dem Sende- oder dem Empfangsmodus.

Die durch die RF-Spule 152 aufgenommenen NMR-Signale werden durch die Sendeempfangseinrichtung 150 digitalisiert und zu einer Speichereinrichtung 160 in der Systemsteuerung 122 übertragen. Ist die Abtastung beendet und wurde ein gesamtes Array von Daten in der Speichereinrichtung 160 erfaßt, arbei tet eine Array-Verarbeitungseinrichtung 161 derart, daß die Daten in ein Array eines Bilddatensatzes Fourier- transformiert werden. Dieser Bilddatensatz wird über die se rielle Verbindung 115 dem Computersystem 107 zugeführt, wo er auf dem Plattenspeicher 111 gespeichert wird. Im Ansprechen auf von der Bedienkonsole 100 empfangene Befehle kann dieser Bilddatensatz auf dem Bandlaufwerk archiviert oder durch die Bildverarbeitungseinrichtung 106 weiter verarbeitet und fer ner der Bedienkonsole 100 zugeführt und auf der Anzeigeein richtung 104 dargestellt werden.

Gemäß den Fig. 1 und 2 erzeugt die Sendeempfangseinrich tung 150 das RF-Anregungsfeld B1 über den Leistungsverstärker 151 und eine Spule 152A und empfängt das in einer Spule 152B induzierte resultierende Signal. Wie vorstehend angeführt, können die Spulen 152A und B separate Spulen wie in Fig. 2 oder eine einzelne Spule wie in Fig. 1 sein. Die Basis- oder Trägerfrequenz des RF-Anregungsfeldes wird unter der Steue rung einer Frequenzzusammensetzungseinrichtung 200 erzeugt, die einen Satz digitaler Signale von der CPU 119 und der Im pulserzeugungseinrichtung 121 empfängt. Diese digitalen Si gnale zeigen die Frequenz und Phase des RF-Trägersignals an, das an einem Ausgang 201 erzeugt wird. Der geforderte RF- Träger wird an einen Modulator und Aufwärts-Wandler 202 ange legt, wo seine Amplitude im Ansprechen auf ein Signal R(t) moduliert wird, welches auch von der Impulserzeugungseinrich tung 121 empfangen wird. Das Signal R(t) definiert die umhül lende des zu erzeugenden RF-Anregungsimpulses und wird in der Einrichtung 121 durch aufeinanderfolgendes Auslesen einer Folge gespeicherter digitaler Werte erzeugt. Diese gespei cherten digitalen Werte können wiederum von der Bedienkonsole 100 aus verändert werden, um die Erzeugung irgendeiner ge wünschten RF-Impulsumhüllung bzw. -Hüllkurve zu ermöglichen.

Die Größe des am Ausgang 205 erzeugten RF-Anregungsimpulses wird durch eine Anregungsdämpfungsschaltung 206 gedämpft, die einen digitalen Befehl von der Rückwandplatine 118 empfängt. Die gedämpften RF-Anregungsimpulse werden dem Leistungsver stärker 151 zugeführt, der die RF-Spule 152A ansteuert. Für eine ausführlichere Beschreibung dieses Abschnitts der Sen deempfangseinrichtung 122 wird auf die US-A-4 952 877 verwie sen, die hier als Referenz angeführt ist.

Gemäß den Fig. 1 und 2 wird das durch den Gegenstand er zeugte Signal durch die Empfangsspule 152B aufgenommen und über den Vorverstärker 153 dem Eingang eines weiteren Emp fangsverstärkers zugeführt, dessen Verstärkung durch eine Dämpfungseinrichtung 207 eingestellt wird. Der Empfangsver stärker 207 verstärkt des weiteren das Signal um einen Be trag, der durch ein von der Rückwandplatine 118 empfangenes digitales Dämpfungssignal bestimmt wird.

Das empfangene Signal befindet sich bei oder um die Larmor- Frequenz, und dieses Hochfrequenzsignal wird in einem Zwei- Stufenvorgang durch einen Abwärts-Wandler 208 heruntergewan delt, der zuerst das NMR-Signal mit dem Trägersignal auf der Leitung 201 und dann das resultierende Differenzsignal mit dem 2,5-MHz-Bezugssignal auf der Leitung 204 mischt. Das ab wärts gewandelte NMR-Signal wird dem Eingang eines Analog- Digitalwandlers (A/D-Wandlers) 209 zugeführt, der das analoge Signal abtastet und digitalisiert und einer Digitalerfas sungseinrichtung und einer Signalverarbeitungseinrichtung 210 zuführt, die 16-Bit-In-Phase-Werte (I-Werte) und 16-Bit- Quadratur-Werte (Q-Werte) entsprechend dem empfangenen Signal erzeugt. Der resultierende Strom digitalisierter I- und Q- Werte des empfangenen Signals wird über die Rückwandplatine 118 zu der Speichereinrichtung 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 Be zugsfrequenzgenerator 203 aus einem gemeinsamen 20-MHz- Mastertaktsignal erzeugt. Für eine ausführlichere Beschrei bung der Empfangseinrichtung wird auf die US-A-4 992 736 ver wiesen, die hierin als Referenz angeführt ist.

In Fig. 3 ist eine herkömmliche schnelle Spinecho-NMR- Impulsfolge (durchgezogene Linien) gezeigt. Aus Klarheits gründen sind nur drei Echosignale 301 bis 303 in Fig. 3 ge zeigt, aber es kann angenommen werden, daß mehrere erzeugt und erfaßt werden können. Diese NMR-Echosignale werden durch einen 90°-RF-Anregungsimpuls 305 erzeugt, der während der An wesenheit eines G_z-Schnittauswahl-Gradientenimpulses 306 er zeugt wird, um eine transversale Magnetisierung in einem Schnitt durch den Patienten bereitzustellen. Diese transver sale Magnetisierung bzw. Quermagnetisierung wird durch jeden selektiven 180°-RF-Nachfokussierimpuls 307 zur Erzeugung der Spinechosignale 301 bis 303 nachfokussiert, die während der Anwesenheit von G_x-Auslesegradientenimpulsen 308 erfaßt wer den. Jedes Spinechosignal 301 bis 303 wird durch jeweilige G_y-Phasencodierimpulse 309 bis 311 separat phasencodiert. Die Größe jedes Phasencodierungsimpulses ist unterschiedlich, und wird beispielsweise über 256 Werte zur Erfassung 256 separa ter Ansichten während einer vollständigen Abtastung gestuft. Dadurch wird die Rekonstruktion eines Bildes mit 256 separa ten Bildelementen in der y-Richtung ermöglicht. Jedes Spi nechosignal wird durch Digitalisierung von beispielsweise 256 Abtastwerten jedes Signals erfaßt. Infolgedessen wurden bei der Beendigung einer Abtastung für ein Bild 16 Aufnahmen (unter der Annahme, daß die Echokettenlänge 16 ist) der Im pulsfolge in Fig. 3 ausgeführt und ein 256 × 256-Elementarray komplexer Zahlen erfaßt. Bei diesem Ausführungsbeispiel wer den auch Brechgradientenimpulse 316 verwendet, wie sie in der US-A-4 484 138 beschrieben sind. Diese Brechgradienten 316 sind flächentreu und werden durch den Schnittauswahlgradien ten unmittelbar vor und nach jedem Nachfokussier-RF-Impuls 307 erzeugt. Außerdem werden Umspulgradientenimpulse 312 und 314 in der Phasencodierungsrichtung angelegt, wie es in der US-A-4 665 365 beschrieben ist, nachdem die jeweiligen Echo signale 301 bis 303 erfaßt sind.

Ein Bild wird durch Durchführung einer zweidimensionalen Fou rier-Transformation (2D-Fourier-Transformation) bei dem er faßten Bilddatenarray und dann durch Berechnung der Größe je des resultierenden komplexen Elements rekonstruiert. Somit wird ein 256 × 256-Bildelementbild erzeugt, in dem die Hellig keit jedes Bildelements durch die Größe seines entsprechenden Elements in dem transformierten Array bestimmt wird.

Ein Aspekt der Erfindung wird durch Veränderung des rechts seitigen Brechgradientenimpulses 316 für den ersten RF- Nachfokussierimpuls 307 implementiert, wie es vorstehend be schrieben und in Fig. 5 gezeigt ist. Der resultierende einge stellte Brechgradientenimpuls ist durch 317 in Fig. 3 ge zeigt. Seine Amplitude ist verringert und seine Breite ist erhöht, überlappt jedoch nicht die Erzeugung des Auslesegra dienten 308. Die eingestellte bzw. angepaßte Impulsfolge wird in der Impulserzeugungseinrichtung 121 gespeichert und wäh rend der Abtastung zur Steuerung der Gradientenverstärker 121 und der Sendeempfangseinrichtung 150 ausgegeben.

Die G_y-Phasencodierungs-Gradientenimpulse 309 bis 313 werden auch angepaßt, was insbesondere wichtig ist, wenn der Bedie ner die Frequenzrichtung S/I bei einer sagittalen oder koro nalen Abtastung auswählt, die in einem supraleitenden Magne ten mit einem großen Ansichtfeld durchgeführt wird. In diesem Fall wird die Form der Phasencodierungsimpulse 309 bis 313 derart eingestellt, daß sie die minimale Amplitude haben, die den minimalen Echoabstand nicht erhöht. Dies wird durch Erhö hung ihrer Breite derart erreicht, daß sie über den gleichen Zeitabschnitt wie der entsprechende Brechgradientenimpuls 316 angelegt werden. Die mit 318, 319 und 320 bezeichneten resul tierenden Phasencodierungs-Gradientensignalverläufe werden in der Impulserzeugungseinrichtung 121 gespeichert und während der Abtastung ausgegeben. Die gleichen Einstellungen bzw. An passungen werden bei den Umspulimpulsen 312 bis 314 durchge führt, wie es durch die entsprechenden Impulse 321, 322 und 323 angezeigt wird.

Die Vor-Phasen-Gradientenkeule 320 an dem Auslesegradienten wird auch wie vorstehend beschrieben eingestellt, um die durch den quadrierten Maxwell-Term erzeugten Artefakte zu verringern. Dies ist insbesondere wichtig, wenn die Auslese gradientenachse entlang der physikalischen x- oder y-Achse verläuft, da der Koeffizient des z²-Terms viermal größer als der Koeffizient des x²+y²-Terms ist, der durch den z- Achsengradienten erzeugt wird. Der resultierende eingestellte Vor-Phasen-Auslesegradientenimpuls 322 wird in der Impulser zeugungseinrichtung 121 gespeichert und während der Abtastung ausgegeben.

Zur Beseitigung der gemischten quadratischen Maxwell-Terme können die Auslese- und Phasencodierungsgradienten auch bei nicht axialen Abtastungen derart eingestellt werden, daß sie sich über die gesamte Folge nicht überlappen. Resultiert dies in einer nicht annehmbaren Erhöhung des Echoabstands, sollte der Überlappungsbereich der zwei Gradientensignalverläuft mi nimal innerhalb der zwingenden Bedingung des minimalen Echo abstands gehalten werden.

Erfindungsgemäß werden schnelle Spinecho-Impulsfolgen zur Verringerung oder Beseitigung von Bildartefakten eingestellt, die durch Maxwell-Terme verursacht werden, die aus linearen Abbildungsgradienten entstehen. Die Signalverläufe der Schnittauswahl-, Phasencodierungs- und Auslesegradienten wer den in Form, Größe oder Position zur Beseitigung oder Verrin gerung der Phasenfehler eingestellt, die durch die ortsqua dratischen Maxwell-Terme verursacht werden.

Claims

1. Kernmagnetisches Resonanzsystem, mit:
einer Einrichtung (140) zur Erzeugung eines Polarisations magnetfeldes,
einer Anregungseinrichtung (150) zur Erzeugung eines Hochfrequenzmagnetfeldes, das eine transversale Magnetisie rung in dem Polarisationsmagnetfeld ausgesetzten Spins er zeugt,
einer Empfangseinrichtung (150) zur Erfassung eines durch die transversale Magnetisierung erzeugten kernmagneti schen Resonanzsignals und zur Erzeugung digitalisierter Ab tastwerte des kernmagnetischen Resonanzsignals,
einer ersten Gradienteneinrichtung zur Erzeugung eines ersten Magnetfeldgradienten zur Phasencodierung des kernma gnetischen Resonanzsignals,
einer zweiten Gradienteneinrichtung zur Erzeugung eines zweiten Magnetfeldgradienten zur Frequenzcodierung des kern magnetischen Resonanzsignals,
einer dritten Gradienteneinrichtung zur Erzeugung eines dritten Magnetfeldgradienten zur Auswahl eines Gebiets, aus dem kernmagnetische Resonanzsignale erfaßt werden, und
einer Impulssteuereinrichtung, die mit der Anregungsein richtung, der ersten Gradienteneinrichtung, der zweiten Gra dienteneinrichtung, der dritten Gradienteneinrichtung und der Empfangseinrichtung verbunden ist,
wobei die Impulssteuerein richtung zur Ausführung einer Abtastung betreibbar ist, bei der eine Impulsfolge zur Erfassung digitalisierter Abtastwer te des kernmagnetischen Resonanzsignals ausgeführt wird, die die Rekonstruktion eines Bildes ermöglichen,
wobei die Im pulssteuereinrichtung während der Abtastung zur Durchführung einer schnellen Spinecho-Impulsfolge betreibbar ist, bei der eine Folge von Hochfrequenz-Nachfokussierimpulsen durch die Anregungseinrichtung zur Erzeugung einer entsprechenden Folge von kernmagnetischen Resonanz-Spinechosignalen erzeugt wird, wobei ein Paar von Brechgradientenimpulsen durch die dritte Gradienteneinrichtung erzeugt wird, die jeden Hochfrequenz- Nachfokussierimpuls umgeben, und
wobei ein Kompensationsgra dient durch die dritte Gradienteneinrichtung während eines Intervalls angrenzend an den ersten Hochfrequenz- Nachfokussierimpuls in der Folge von Hochfrequenz-Nachfokus sierimpulsen zur Verringerung von durch Maxwell-Terme erzeugten Bildartefakten erzeugt wird.

2. Kernmagnetisches Resonanzsystem nach Anspruch 1, wo bei der Kompensationsgradient eine Nettofläche von null auf weist.

3. Kernmagnetisches Resonanzsystem nach Anspruch 1, wo bei der Kompensationsgradient durch Änderung der Form eines Brechgradientenimpulses erzeugt wird, der mit dem ersten Hochfrequenz-Nachfokussierimpuls assoziiert ist.

4. Kernmagnetisches Resonanzsystem nach Anspruch 3, wo bei die Amplitude des mit dem ersten Hochfrequenz- Nachfokussierimpuls assoziierten Brechgradientenimpulses durch Lösung einer kubischen Gleichung berechnet wird, wo durch sichergestellt wird, daß sowohl die durch die dritte Gradienteneinrichtung erzeugte Fläche als auch die Maxwell- Terme ausgeglichen werden.

5. Kernmagnetisches Resonanzsystem nach Anspruch 1, wo bei die erste Gradienteneinrichtung eine Folge von Phasenco dierungs-Gradientenimpulsen erzeugt, wobei jeder Phasencodie rungs-Gradientenimpuls mit einem jeweiligen der Hochfrequenz- Nachfokussierimpulse assoziiert ist und jeder eine unter schiedlichen Fläche aufweist, wobei die Spitzenamplitude je des Phasencodierungs-Gradientenimpulses ohne Änderung ihrer jeweiligen Fläche zur Minimierung von Bildartefakten verrin gert wird, die durch Maxwell-Terme erzeugt werden.

6. Kernmagnetisches Resonanzsystem nach Anspruch 1, wo bei die zweite Gradienteneinrichtung eine mit der Folge von kernmagnetischen Resonanz-Spinechosignalen assoziierte Folge von Auslesegradientenimpulsen erzeugt, und die zweite Gra dienteneinrichtung einen Vor-Phasen-Gradientenimpuls vor dem ersten der Hochfrequenz-Nachfokussierimpulse erzeugt, der ei ne Fläche, die im wesentlichen gleich einer Hälfte der Fläche des ersten Auslesegradientenimpulses in der Folge ist, und eine Amplitude und Dauer aufweist, die zur Minimierung von durch Maxwell-Terme erzeugten Bildartefakten eingestellt wer den.

7. Kernmagnetisches Resonanzsystem nach Anspruch 5, wo bei die Amplitude und Dauer des Vor-Phasen-Gradientenimpulses zur wesentlichen Erfüllung folgender Bedingung eingestellt werden:
wobei g_rp(t) der Vor-Phasen-Gradientenimpuls-Signalverlauf ist, der über die Zeit t angelegt wird, und g_ro(t') der Si gnalverlauf der ersten Hälfte des ersten Auslesegradientenim pulses ist, der über die Zeit t' angelegt wird.

8. Kernmagnetisches Resonanzsystem nach Anspruch 1, wo bei durch die erste Gradienteneinrichtung und die zweite Gra dienteneinrichtung erzeugte Signalverläufe sich nicht gegen seitig zeitlich überlappen, um dadurch sich aus den gemisch ten quadratischen Maxwell-Termen ergebende Artefakte zu be seitigen.

9. Kernmagnetisches Resonanzsystem nach Anspruch 2, wo bei der Kompensationsgradient vor dem ersten Hochfrequenz- Nachfokussierimpuls erzeugt wird.

10. Kernmagnetisches Resonanzsystem nach Anspruch 9, wo bei der Kompensationsgradient drei Keulen mit Flächenverhält nissen von jeweils 1 : -2 : 1 aufweist.

11. Kernmagnetisches Resonanzsystem nach Anspruch 3, wo bei die mit Hochfrequenz-Nachfokussierimpulsen nach dem er sten Hochfrequenz-Nachfokussierimpuls assoziierten Brechgra dientenimpulse wie der mit dem ersten Hochfrequenz- Nachfokussierimpuls assoziierte geänderte Brechgradientenim puls geformt sind.