DE19905720B4

DE19905720B4 - Fast-Spinecho-Impulsfolge für eine diffusions-gewichtete Abbildung

Info

Publication number: DE19905720B4
Application number: DE19905720A
Authority: DE
Inventors: Graeme C. Hartland McKinnon
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1998-02-13
Filing date: 1999-02-11
Publication date: 2010-10-14
Anticipated expiration: 2019-02-12
Also published as: DE19905720A1; JP4236320B2; JPH11267111A; CN1138156C; IL128354A0; US6078176A; CN1234508A

Abstract

Verfahren zur Erzeugung eines Diffusions-gewichteten Bildes mittels eines Magnetresonanz-Abbildungssystems mit den Schritten
a) Durchführen einer Diffusionsgewichtungs-Impulsfolge, bei der eine transversale Magnetisierung durch einen RF-Anregungsimpuls (305) erzeugt wird, und die transversale Magnetisierung durch Anlegen eines Bewegungskodierungsgradientenimpulses (350, 352, 354) Diffusions-gewichtet wird,
b) Dephasieren der Diffusions-gewichteten transversalen Magnetisierung durch Anlegen eines ersten Dephasierungs-Gradientenimpulses (370),
c) Sichern einer Komponente der Diffusions-gewichteten transversalen Magnetisierung durch Anlegen eines 90°-RF-Impulses (372), der die Komponente in eine z-Längsrichtung kippt,
d) Dephasieren einer transversalen Rest-Magnetisierung durch Anlegen eines zweiten Dephasierungs-Gradientenimpulses (376),
e) Durchführen einer Fast-Spinecho-Impulsfolge, bei der die gesicherte Diffusions-gewichtete Magnetisierung in die transversale Ebene durch den RF-Anregungsimpuls (305) gekippt wird, und eine Folge von kernmagnetischen Resonanz-Echosignalen durch eine entsprechende Folge von RF-Nachfokussierimpulsen (307) erzeugt wird, und
f) Rekonstruieren eines Bildes aus den erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Echosignalen.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft kernmagnetische Resonanzabbildungsverfahren und -systeme. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf eine verbesserte Fast-Spinecho-Impulsfolge zur Verwendung bei der Diffusions-gewichteten Magnetresonanz-(MR-)Abbildung.
Jeder Kern mit einem magnetischen Moment versucht sich mit der Richtung des Magnetfeldes auszurichten, in dem er vorhanden ist. Dabei präzediert der Kern jedoch um diese Richtung bei einer charakteristischen Winkelfrequenz (Larmor-Frequenz), die von der Stärke des Magnetfeldes und von den Eigenschaften der bestimmten Kernarten (der gyromagnetischen Konstante γ des Kerns) abhängt. Kerne, die dieses Phänomen zeigen, werden nachstehend als ”Spins” bezeichnet.
Wird z. B. menschliches Gewebe einem gleichmäßigen Magnetfeld (Polarisationsfeld B₀) ausgesetzt, versuchen sich die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe mit diesem Polarisationsfeld auszurichten, präzedieren jedoch darum in zufälliger Ordnung an ihrer charakteristischen Larmorfrequenz. Ein netto-magnetisches Moment M_z wird in der Richtung des Polarisationsfeldes erzeugt, allerdings heben die zufällig orientierten magnetischen Komponenten in der senkrechten oder transversalen Ebene (x-y-Ebene) einander auf. Wird die Substanz oder das Gewebe allerdings einem Magnetfeld (Anregungsfeld B₁) ausgesetzt, das sich in der x-y-Ebene und nahe der Larmor-Frequenz befindet, kann das netto-ausgerichtete Moment M_z in die x-y-Ebene gedreht oder gekippt werden, um ein netto-transversales magnetisches Moment M_t zu erzeugen, das sich in der x-y-Ebene bei der Larmor-Frequenz dreht oder ”spint”. Der praktische Wert dieses Phänomens liegt in dem Signal, das durch die angeregten Spins emittiert wird, nachdem das Anregungssignal B₁ aufgehört hat. Es gibt viele verschiedene Meßfolgen, bei denen dieses kernmagnetische Resonanz-(NMR-)Phänomen ausgenutzt wird.
Wenn die kernmagnetische Resonanz (NMR) zur Erzeugung von Bildern verwendet wird, wird ein Verfahren zum Erhalten von NMR-Signalen von bestimmten Orten in dem Subjekt verwendet. Typischerweise wird der abzubildende Bereich (der in Frage kommende Bereich) durch eine Folge von NMR-Meßzyklen abgetastet, die sich entsprechend dem verwendeten besonderen Lokalisierungsverfahren verändern. Der resultierende Satz empfangener NMR-Signale wird zur Rekonstruktion des Bildes und Verwendung eines einer Vielzahl bekannter Rekonstruktionsverfahren digitalisiert und verarbeitet. Zur Durchführung einer derartigen Abtastung ist es natürlich erforderlich, NMR-Signale von bestimmten Orten in dem Subjekt hervorzubringen. Dies wird durch Verwendung magnetischer Felder (G_x, G_y und G_z) bewirkt, die die gleiche Richtung wie das Polarisationsfeld B₀ aber einen Gradienten entlang der jeweiligen x-, y- und z-Achse haben. Durch die Steuerung der Stärke dieser Gradienten während jedes NMR-Zyklus kann die Ortsverteilung der Spin-Anregung gesteuert und der Ort der resultierenden NMR-Signale identifiziert werden.
Die meisten der gegenwärtig zur Erzeugung medizinischer Bilder verwendeten NMR-Abtastungen brauchen viele Minuten zur Erfassung der erforderlichen Daten. Die Verringerung dieser Abtastzeit ist eine wichtige Überlegung, da eine verringerte Abtastzeit den Patientendurchsatz erhöht, den Komfort des Patienten verbessert und die Bildqualität durch Verringerung von Bewegungsartefakten verbessert.
Das Konzept der Erfassung von NMR-Bilddaten in einem kurzen Zeitabschnitt ist seit 1977 bekannt, als die Echo-PlanarImpulsfolge von Peter Mansfield (J. Phys. C 10, S. L55–L58, 1977) vorgeschlagen wurde. Gegenüber Standard-Impulsfolgen erzeugt die Echo-Planar-Impulsfolge einen Satz von NMR-Signalen für jeden RF-Anregungsimpuls. Diese NMR-Signale können separat phasenkodiert werden, so daß eine gesamte Abtastung von 64 Ansichten in einer einzelnen Impulsfolge von 20 bis 100 ms Dauer erfaßt werden kann. Die Vorteile der Echo-Planar-Abbildung (EPI) sind bekannt, und eine Vielzahl von Variationen dieser Impulsfolge sind in der US 4 678 996 , der US 4 733 188 , der US 4 716 369 , der US 4 355 282 , der US 4 588 948 und der US 4 752 735 offenbart. Unvorteilhafterweise sind mit der EPI-Impulsfolge selbst bei der Verwendung herkömmlicher Fast-Gradientensysteme Schwierigkeiten bezüglich wirbelstromabhängiger und suszeptibilitätsinduzierter Bildverzerrungen verbunden.
Eine Variante des Echo-Planar-Abbildungsverfahrens ist die Rapid Acquisition Relaxation Enhanced(RARE)-Folge, die von J. Hennig et al. in einem Artikel in Magnetic Resonance in Medicine 3, S. 823–833 (1986) mit dem Titel ”RARE Imaging: A Fast Imaging Method for Clinical MR” beschrieben ist. Der grundlegende Unterschied zwischen der RARE-Folge und der EPI-Folge liegt in der Art und Weise, wie die Echosignale erzeugt werden. Bei der RARE-Folge werden RF-nachfokussierte Echos verwendet, die aus einer Carr-Purcell-Meiboom-Gill-Folge erzeugt sind, während bei den EPI-Verfahren Gradientenrückrufechos verwendet werden. Diese Fast-Spinecho-Imupulsfolge wird allgemein als problemfreies Verfahren zur Erfassung mehrfacher k-Raum-Linien mit einer Anregung betrachtet. Sie ist bei spielsweise bezüglich Feldinhomogenitäten und Gradientenzeitverlauffehlern viel weniger empfindlich als die Echoplanarabbildung. Da der Auslesegradient anders als bei der Echoplanarabbildung immer positiv ist, ist ferner die Gradientenwiedergabetreue ein untergeordnetes Problem.
Es gibt allerdings mehrere kritische Parameter bezüglich der Fast-Spinecho-Impulsfolge, die, wenn sie falsch eingestellt sind, erhebliche Bildartefakte erzeugen können. Diese beinhalten die Hochfrequenz-(RF-)Impulsbeabstandung und Phasenbeziehungen, und auch die Bereiche bzw. Flächen der Auslesegradientenimpulse. Zuerst ist es erforderlich, daß die Zeit zwischen den Mittelpunkten des Anregungsimpulses und des ersten Nachfokussierimpulses die Hälfte der Zeit zwischen den Mittelpunkten der angrenzenden Nachfokussierimpulse sind. Zweitens sollten die Echos und die Nachfokussier-RF-Impulse den gleichen Phasenwinkel haben. Dies wird üblicherweise durch die Einstellung der Phase des Anregungs-RF-Impulses auf 90° bezüglich der Phase der Nachfokussier-RF-Impulse erreicht. Mit diesen Erfordernissen ist die Tatsache verbunden, daß die Fläche des Auslesegradientenimpulses zwischen dem Anregungs- und dem ersten Nachfokussier-RF-Impuls gleich der Hälfte der Fläche des Auslesegradientenimpulses zwischen jedem nachfolgenden Nachfokussierimpuls sein sollte.
Für eine herkömmliche Fast-Spinecho-(FSE-)Abbildung können die vorstehend angeführten kritischen Parameter auf relativ einfache Art und Weise gesteuert werden. Allerdings gibt es eine Anzahl von Abbildungsituationen, in denen der erforderliche Grad der Phasensteuerung zwischen den RF-Impulsen und den Echos schwer zu erreichen ist. Eine dieser Situationen ist die Diffusions-gewichtete Abbildung, bei der große bzw. ausgedehnte Gradientenimpulse verwendet werden und resultierende Wirbelströme vorherrschender sind.
Bei der Diffusions-gewichteten Abbildung wird ein Paar großer Gradientenimpulse zu Beginn der Impulsfolge verwendet, um die erfaßten NMR-Signale bezüglich der Spin-Bewegung empfindlich zu machen. Im allgemeinen wird eine derartige Abbildung unter Verwendung einer Einzel-Aufnahme-EPI-Impulsfolge durchgeführt, wobei allerdings schwerwiegende Bildverzerrungen auftreten können. Eine von Butts et al. in Magnetic Resonance in Medicine, 38, S. 741–749 (1997) vorgeschlagene Lösung besteht in der Verwendung einer Mehrfach-Aufnahme-EPI-Erfassung mit Navigatorsignalen, die zur Korrektur von Phasenfehlern verwendet werden.
Es wurde der Versuch einer Diffusions-gewichteten FSE unternommen, aber die großen Bewegungskodierungsgradienten zu Beginn der Impulsfolge rufen Wirbelströme hervor, die mit der Phasenbeziehung zwischen dem Anregungs- und den Nachfokussierimpulsen interferieren. Norris et al. schlugen in Magnetic Resonance in Medicine, 27, S. 142–164 (1992) ein Verfahren zur Steuerung der Phase in einer FSE-Impulsfolge vor, bei dem die Trennung zweier kohärenter Wege enthalten ist, wobei lediglich eines der kohärenten Signale verwendet wird. Ein Problem dieses Ansatzes besteht in der starken Oszillation der Echosignalamplitude, die ohne Korrektur eine schwerwiegende Geisterbildbildung in dem Bild verursacht. Eine ähnliche Idee wurde von Shick in Magnetic Resonance in Medicine, 39, S. 638–644 (1997) vorgeschlagen, in der die Echosignalamplitude erhöht ist. Alsop offenbart in Magnetic Resonance in Medicine, 38, S. 527–533 (1997) ein Verfahren zur Verringerung der Oszillationen in der Amplitude dieser Echosignale.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, Bildartefakte bei einer Diffusions-gewichteten FSE-Erfassung zu unterdrükken.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch eine verbesserte Fast-Spinechofolge und insbesondere eine Fast-Spinecho-Impulsfolge zur Durchführung einer Diffusions-gewichteten Abbildung gelöst.
Die Erfindung stellt eine Verbesserung einer herkömmlichen Fast-Spinecho-Impulsfolge dar, bei der eine Diffusions-Vorbereitungs-Impulsfolge zur Erzeugung einer Diffusions-gewichteten transversalen Spinmagnetisierung durchgeführt wird, ein erster Phasenverschiebungsgradientenimpuls zur Phasenverschiebung der transversalen Spinmagnetisierung angelegt wird, ein RF-Impuls zum Kippen einer Komponente der phasenverschobenen transversalen Spinmagnetisierung entlang der Längsachse angelegt wird, ein zweiter Phasenverschiebungsgradientenimpuls zur Phasenverschiebung der verbleibenden Komponenten der transversalen Spinmagnetisierung angelegt wird, und eine Fast-Spinecho-Impulsfolge zur Erzeugung einer Folge von NMR-Echosignalen aus der einen entlang der Längsachse gekippten Komponente durchgeführt wird. Ein Gradientenimpuls wird nach jedem RF-Nachfokussierimpuls in der Fast-Spinecho-Impulsfolge zur Umphasung der Diffusions-gewichteten Spinmagnetisierung vor jeder NMR-Echosignalerfassung erzeugt.
Die gewünschte Diffusions-gewichtete Spinmagnetisierung wird durch ihr Kippen in die Längsachse ”gesichert”. Die FSE-Impulsfolge kippt die gewünschte Diffusions-gewichtete Spin magnetisierung zurück in die transversale Ebene und erzeugt die Folge von NMR-Echosignalen.
Die Erfindung wird nachstehend anhand eines bevorzugten Ausführungsbeispiels unter Bezugnahme auf die beiliegende Zeichnung näher beschrieben. Es zeigen:
1 ein Blockschaltbild eines MRI-Systems nach dem Stand der Technik, bei dem die Erfindung angewendet wird,
2 ein Blockschaltbild eine Sende-/Empfangseinrichtung, die einen Teil des in 1 gezeigten MRI-Systems bildet,
3 eine graphische Darstellung einer herkömmlichen Fast-Spinecho-Impulsfolge,
4 eine graphische Darstellung der verbesserten Fast-Spinecho-Impulsfolge, bei der die Erfindung verwendet wird, und
5 eine graphische Darstellung der Veränderungen der Echosignalgröße bei einer herkömmlichen Fast-Spinecho-Impulsfolge.
In 1 sind die Hauptkomponenten eines bevorzugten Magnetresonanz-Abbildungssystems (MRI-Systems) gezeigt, das die Erfindung beinhaltet. Der Betrieb des Systems wird von einer Bedienerkonsole 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 Anzeige von Bildern auf dem Bildschirm bzw. der Anzeigeeinrichtung 104 ermöglicht. Das Computersystem 107 enthält eine Vielzahl von Einrichtungen, die miteinander über eine Rückwandplatine kommunizieren. Diese beinhalten eine Bildverarbeitungseinrichtung 106, eine Zentralverarbeitungseinrichtung (CPU) 108 und eine Speichereinrichtung 113, die als Bildspeicher 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 über eine serielle Hochgeschwindigkeitsverbindung 115 mit einer separaten Systemsteuerung 122.
Die Systemsteuerung 122 enthält einen Satz von Einrichtungen, die miteinander durch eine Rückwandplatine verbunden sind. Diese enthalten eine Zentralverarbeitungseinrichtung (CPU) 119 und eine Impulserzeugungseinrichtung 121, die über eine serielle Verbindung 125 mit der Bedienerkonsole 100 verbunden ist. Über diese Verbindung 125 empfängt die Systemsteuerung 122 Befehle von dem Bediener, die die durchzuführende Abtastfolge anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 bedient die Systemkomponenten zur Ausführung der gewünschten Abtastfolge. Sie erzeugt Daten, die den Zeitverlauf, die Stärke und Form der zu erzeugenden RF-Impulse und den Zeitverlauf und die Länge des Datenerfassungsfensters anzeigen. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 ist mit einer Gruppe Gradientenverstärker 121 zur Anzeige des Zeitverlaufs und der Form der während der Abtastung zu erzeugenden Gradientenimpulse verbunden. Die Impulserzeugungseinrichtung 121 empfängt auch Patientendaten von einer physiologischen Erfassungssteuereinrichtung 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 die Impulserzeugungseinrichtung 121 mit einer Abtastraumschnittstellenschaltung 133 verbunden, die Signale von verschiedenen mit dem Zustand des Patienten und des Magnetsystems verbundenen Sensoren empfängt. Über die Abtastraumschnittstellenschaltung 133 empfängt ein Patientenpositionierungssystem 134 Befehle zur Bewegung des Patienten an die gewünschte Position zur Abtastung.
Die durch die Impulserzeugungseinrichtung 121 erzeugten Gradientensignalverläufe werden an ein Gradientenverstärkersystem 127 aus G_x-, G_y- und G_z-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 Polaristionsmagneten 140 und eine Ganzkörper-RF-Spule 152 enthält. Eine Sende-/Empfangseinrichtung 150 in der Systemsteuerung 122 erzeugt Impulse, die durch einen RF-(Hochfrequenz-)Verstärker 151 verstärkt und der RF-Spule 152 durch einen Sende-/Empfangsschalter 154 zugeführt werden. Die resultierenden durch die angeregten Kerne in dem Patienten abgestrahlten Signale können durch die gleiche RF-Spule 152 erfaßt und über den Sende-/Empfangsschalter 154 einem Vorverstärker 153 zugeführt werden. Die verstärkten NMR-Signale werden in dem Empfängerabschnitt der Sende-/Empfangseinrichtung 150 demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Der Sende-/Empfangsschalter 154 wird durch ein Signal von der Impulserzeugungseinrichtung 152 zur elektrischen Verbindung des RF-Verstärkers 151 mit der Spule 152 während des Sendemodus und zur Verbindung des Vorverstärkers 153 währen 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 die Sende-/Empfangseinrichtung 150 digitalisiert und einer Speichereinrichtung 160 in der Systemsteuerung 122 zugeführt. Ist die Abtastung abgeschlossen und wurde ein vollständiges Datenarray in der Speichereinrichtung 160 erfaßt, führt eine Arrayverarbeitungseinrichtung 161 eine Fourier-Transformation bei den Daten in ein Array von Bilddaten durch. Diese Bilddaten werden dem Computersystem 107 über die serielle Verbindung 115 zugeführt, wo sie auf dem Plattenspeicher 111 gespeichert werden. Im Ansprechen auf von der Bedienerkonsole 100 empfangene Befehle können diese Bilddaten auf dem Bandlaufwerk 112 archiviert oder durch die Bildverarbeitungseinrichtung 106 weiterverarbeitet und der Bedienerkonsole 100 zugeführt und auf der Anzeigeeinrichtung 104 daragestellt werden.
Gemäß den 1 und 2 erzeugt die Sende-/Empfangseinrichtung 150 das RF-Anregungsfeld B1 über den Leistungsverstärker 151 und eine Spule 152A und empfängt die in einer Spule 152B induzierten resultierenden Signale. Wie es vorstehend angeführt ist, können die Spulen 152A und B wie in 2 gezeigt getrennt vorhanden sein, oder sie können eine einzelne Ganzkörperspule sein, wie es in 1 gezeigt ist. Die Basis- oder Trägerfrequenz des RF-Anregungsfeldes wird unter der Steuerung eines Frequenzsynthetisierers 200 erzeugt, der einen Satz digitaler Signale (CF) von der CPU 119 und der Impulserzeugungseinrichtugn 121 empfängt. Diese digitalen Signale zeigen die Frequenz und Phase des am Aus gang 201 erzeugten RF-Trägersignals an. Der angewiesene RF-Träger wird einem Modulator und Aufwärtswandler 202 zugeführt, in dem seine Amplitude im Ansprechen auf ein Signal R(t) moduliert wird, das auch von der Impulserzeugungseinrichtung 121 empfangen wird. Das Signal R(t) definiert die Hüllkurve des zu erzeugenden RF-Anregungsimpulses und wird in der Einrichtung 121 durch aufeinanderfolgendes Auslesen einer Folge gespeicherter digitaler Werte erzeugt. Diese gespeicherten digitalen Werte können wiederum von der Bedienerkonsole 100 aus geändert werden, um die Erzeugung einer beliebigen gewünschten RF-Impuls-Hüllkurve zu ermöglichen.
Die Größe des am Ausgang 205 erzeugten RF-Anregungsimpulses wird durch eine Anreger-Dämpfer-Schaltung 206 gedämpft, die einen digitalen Befehl TA von der Rückwandplatine 118 empfängt. Die gedämpften RF-Anregungsimpulse werden dem Leistungsverstärker 151 zugeführt, der die RF-Spule 152A erregt. Eine ausführlichere Beschreibung dieses Abschnitts der Sende-/Empfangseinrichtung 122 ist in der US 4 952 877 gegeben.
Gemäß den 1 und 2 wird das durch das Subjekt erzeugte Signal durch die Empfängerspule 152B aufgenommen und über den Vorverstärker 153 dem Eingang einer Empfängerdämpfungseinrichtung 207 zugeführt. Die Empfängerdämpfungseinrichtung 207 verstärkt das Signal weiter um einen Betrag, der durch ein von der Rückwandplatine 118 empfangenes digitales Dämpfungssignal (RA) bestimmt wird.
Das empfangene Signal befindet sich an oder um die Larmorfrequenz, und dieses Hochfrequenzsignal wird in einem Zweistufenvorgang durch einen Abwärtswandler 208 heruntergewandelt, der zuerst das NMR-Signal mit dem Trägersignal auf der Lei tung 201 und dann das resultierende Differenzsignal mit dem 2,5 MHz-Bezugssignal auf der Leitung 204 mischt. Das heruntergewandelte NMR-Signal wird dem Eingang eines Analog-Digital-(A/D-)Wandlers 209 zugeführt, der das analoge Signal abtastet und digitalisiert und es 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 der Speichereinrichtung 160 ausgegeben, wo er zur Rekonstruktion eines Bildes verwendet wird.
Das 2,5 MHz-Bezugssignal sowie das 250 kHz-Abtastsignal und die 5-, 10- und 60-MHz-Bezugssignale werden durch eine Bezugsfrequenzerzeugungseinrichtung 203 aus einem gemeinsamen 20-MHz-Mastertaktsignal erzeugt. Eine ausführlichere Beschreibung des Empfängers ist in der US 4 992 736 gegeben.
In 3 ist eine herkömmliche Fast-Spinecho-NMR-Impulsfolge gezeigt, die als 2DFT-RARE-Folge bekannt ist. Aus Klarheitsgründen sind lediglich vier Echosignale 301–304 in 3 gezeigt, aber es ist ersichtlich, daß in jeder ”Aufnahme” mehrere erzeugt und erfaßt werden können. Diese NMR-Echosignale werden durch einen 90°-RF-Anregungsimpuls 305 erzeugt, der während des Vorhandenseins eines G_z-Schnittauswahlgradientenimpulses 306 zum Kippen der Längsmagnetisierung und zur Ausbildung einer transversalen Magnetisierung in einem Schnitt durch den Patienten erzeugt wird. Diese transversale Magnetisierung wird durch jeden selektiven 180°-RF-Nachfokussierimpuls 307 zur Erzeugung der NMR-Spinechosignale 301 bis 304 nachfokussiert, die während des Vorhandenseins von G_x-Auslesegradientenimpulsen 308 erfaßt werden. Jedes NMR-Spinechosignal 301 bis 304 wird durch jeweilige G_y-Phasenkodierungsimpulse 309 bis 313 separat phasenkodiert. Die Größe jedes Phasenkodierungsimpulses ist unterschiedlich, und wird über 256 Werte zur Erfassung 256 separater Ansichten während einer vollständigen Abtastung gestuft. Dadurch wird die Rekonstruktion eines Bildes mit 256 separaten Bildelementen in der y-Richtung ermöglicht. Jedes NMR-Spinechosignal wird durch Digitalisierung von 256 Abtastungen jedes Signals erfaßt. Infolgedessen wurden beim Abschluß einer Abtastung für ein Bild 16 Aufnahmen (256/16 = 16) der Impulsfolge in 3 ausgeführt und ein 256-mal-256-Elementarray komplexer Zahlen erfaßt. Eine Variation dieser Fast-Spinecho-Impulsfolge beinhaltet Brechergradientenimpulse 316. Diese Brechergradienten 316 weisen die gleiche Fläche auf und werden unmittelbar vor und nach jedem Nachfokussier-RF-Impuls 307 angelegt.
Ein Bild wird durch Durchführung einer zweidimensionalen (2D) Fourier-Transformation bei diesem Bilddatenarray und dann durch Berechnung des Absolutwertes jedes sich ergebenden komplexen Elements rekonstruiert. Ein 256-mal-256-Bildelementbild wird somit erzeugt, in dem die Helligkeit jedes Bildelements durch die Größe seines entsprechenden Elements in dem transformierten Array bestimmt wird.
Bei der herkömmlichen Fast-Spinecho-Impulsfolge in 3 weisen der RF-Anregungsimpuls 305 einen Kippwinkel von 90° und die RF-Nachfokussierimpulse nominale Kippwinkel von 180° auf. In der Praxis werden allerdings andere Kippwinkel zwischen 90° und 180° verwendet. Außerdem kennzeichnet die Notation ”90°_x” und ”180_y”, daß der RF-Phasenwinkel zwischen dem RF-Impuls 305 und den Nachfokussierimpulsen 307 90° beträgt.
Diese Phasenschieberbeziehung ist wichtig, da die bei Aufrechterhaltung dieser Phasenbeziehung erzeugten Echosignale alle das gleiche Vorzeichen haben. Wenn dagegen die RF-Impulse alle in Phase sind, alternieren die erzeugten Echosignale bezüglich des Vorzeichens. Ist daher der Phasenwinkel zwischen dem RF-Anregungsimpuls 305 und den Nachfokussierimpulsen 307 0°, oszillieren die Echosignalamplituden, wenn 180°-Nachfokussierimpulse verwendet werden. Die herkömmliche Fast-Spinecho-Impulsfolge ist daher bezüglich des geeigneten Aufrechterhaltens der Quadraturphasenbeziehungen bzw. Phasenschieberbeziehungen zwischen dem RF-Anregungsimpuls 305 und den Nachfokussier-RF-Impulsen 307 empfindlich.
Diese Phasenempfindlichkeit einer herkömmlichen Fast-Spinecho-Impulsfolge ist in 5 dargestellt, die den Effekt zeigt, den ein RF-Anregungsimpuls in Phase bezüglich der Echosignalamplituden hat. Der Kurvenverlauf 330 zeigt, wie die Echosignalamplitude bezüglich des Vorzeichens alterniert, wenn ein 180°-RF-Nachfokussierimpuls verwendet wird. Die Kurvenverläufe 332 und 334 stellen die Echosignalamplitude dar, wenn der Kippwinkel des RF-Nachfokussierimpulses auf jeweils 135° und 90° verringert ist. Die Echosignalamplituden fallen mit ansteigender Echozahl schnell auf null ab. Dies wird durch ein Aufheben zwischen den Spinechos und den stimulierten Echos verursacht. Die Periode der Oszillationen der Signalamplitude ist gleich 360° geteilt durch den Fokussierimpulskippwinkel.
Gemäß 4 ist das bevorzugte Ausführungsbeispiel der zur Ausübung der Erfindung verwendeten Impulsfolge eine Standard-FSE-Folge, die durch eine Diffusionsvorbereitung der Längsmagnetisierung eingeleitet wird. Die Diffusionsvorbereitung wird durch große Bewegungskodierungsgradientenimpulse 350, 352 und 354 entlang der jeweiligen z-, y- und x-Gradientenachse durchgeführt. Diese Bewegungskodierungsgradienten 350, 352 und 354 sind Teil einer Spinechofolge aus einem selektiven 90°-RF-Anregungsimpuls 356 und einem selektiven 180°-RF-Nachfokussierimpuls 358. Der RF-Anregungsimpuls 356 erzeugt eine transversale Magnetisierung in einem durch einen Schnittauswahlgradientenimpuls 360 bestimmten Schnittort, und der RF-Impuls 358 fokussiert die transversale Magnetisierung während des Vorhandenseines eines zweiten Schnittauswahlgradientenimpulses 362 nach. Die bewegungsempfindliche transversale Magnetisierung wird somit zu einem durch die gestrichelte Linie 364 angezeigten Zeitpunkt nachfokussiert.
Die Fast-Spinecho-(FSE-)Impulsfolge beginnt mit dem 90°-RF-Anregungsimpuls 305, der während des Vorhandenseins eines Schnittauswahlgradientenimpulses 306 erzeugt wird. Wie es vorstehend beschrieben ist, werden die 180°-RF-Nachfokussierimpulse 307 und die Phasenkodierungsgradientenimpulse 309 zu dem geeigneten Zeitpunkt zur Erzeugung von NMR-Echosignalen (in 4 nicht gezeigt) angelegt, die während der Auslesegradientenimpulse 308 erfaßt werden. In 4 ist lediglich ein Teil der FSE-Impulsfolge gezeigt, und für den Fachmann ist ersichtlich, daß sie für soviele NMR-Echosignale wie in der Aufnahme gewünscht fortgesetzt wird. FSE-Aufnahmen von ETL = 40 bis 72 sind typisch bei der Diffusions-gewichteten Abbildung.
Die Erfindung ist eine Verbesserung der vorstehend beschriebenen Impulsfolge, bei der ein Phasenverschiebungsgradientenimpuls 370 entlang der Auslesegradientenachse G_x zur Phasenverschiebung der während des Diffusionsgewichtungsvorgangs erzeugten transversalen Magnetisierung angelegt wird. Dies bedeutet, daß innerhalb jedes Volumenelements die transversale magnetisierte Spinphase über 360° in der transversalen (d. h. x, y) Ebene ausgebreitet wird. Ein 90°-Rf-Impuls 372 wird dann während des Vorhandenseins eines Schnittauswahlgradienten 374 zum Kippen der entlang der y-Achse orientierten Spinmagnetisierung zurück in die longitudinale z-Achse angelegt. Ein zweiter Phasenverschiebungsgradientenimpuls 376, der entlang der G_y-Phasenkodierungsachse angelegt wird, wird dann zur Phasenverschiebung der restlichen in der transversalen Ebene verbleibenden transversalen Magnetisierung angelegt. Der 90°-RF-Anregungsimpuls 305 kippt die artefaktfreie Spinmagnetisierung, die entlang der z-Achse ”gesichert” ist, durch den RF-Impuls 372 zurück in die transversale Ebene, wo NMR-Echosignale in der Carr-Purcell-Meiboom-Gill-Folge erzeugt werden.
Um lediglich die Diffusions-gewichteten Komponenten der transversalen Magnetisierung nachzufokussieren, wird ein Umphasungs-Gradientenimpuls 380 entlang der G_x-Ausleseachse genau nach jedem RF-Nachfokussierimpuls 307 angelegt. Dieser Umphasungsgradientenimpuls 380 unterdrückt jede T1-gewichtete Signalkomponente, die während der Diffusionsvorbereitungsfolge wiederhergestellt worden sein könnte. Außerdem haben die Umphasungsgradientenimpulse 380 die gleiche Größe wie der Phasenverschiebungsgradientenimpuls 370. Nachdem jedes Diffusions-gewichtete Echosignal erfaßt ist, wird ein Rückdrehgradientenimpuls 382 der gleichen Größe angelegt. Die Rückdrehgradienten 382 stellen sicher, daß die CPMG-Bedingung, die fordert, daß die Gradientenfläche zwischen benachbarten Nachfokussierimpulsen 307 das Zweifache der Gradientenfläche zwi schen dem Anregungsimpuls 305 und dem ersten Nachfokussierimpuls 307 beträgt, erfüllt ist.
Eine Vielzahl von Abwandlungen des bevorzugten Ausführungsbeispiels sind möglich, ohne vom Schutzbereich der Erfindung abzuweichen. Die Polarität des Phasenverschieungsgradientenimpulses 370 kann umgekehrt werden, und der zweite Phasenverschiebungsgradientenimpuls 376 kann in einer beliebigen Richtung angelegt werden. Die Gradientenimpulse 370, 380 und 382 können auch in einer beliebigen Richtung angelegt werden, solange alle drei Gradienten in der gleichen Richtung angelegt werden. Für den Fachmann sind natürlich auch andere Abwandlungen denkbar, wie die Verwendung von Nachfokussierimpulsen mit Kippwinkeln von weniger als 180°.
Erfindungsgemäß wird in einem Magnetresonanz-Abbildungssystem eine Diffusions-gewichtete Fast-Spinecho-(FSE-)Impulsfolge zur Erfassung von Daten zur Erzeugung eines Bildes angewendet. Jeder FSE-Impulsfolge geht eine Diffusionsgewichtungs-Impulsfolge voraus, und es werden Komponenten der Diffusions-gewichteten Spinmagnetisierung, die Bildartefakte erzeugen, durch eine Kombination aus Gradientenimpulsen und einem RF-Impuls unterdrückt, die vor der Durchführung der FSE-Impulsfolge angelegt werden.

Claims

Verfahren zur Erzeugung eines Diffusions-gewichteten Bildes mittels eines Magnetresonanz-Abbildungssystems mit den Schritten a) Durchführen einer Diffusionsgewichtungs-Impulsfolge, bei der eine transversale Magnetisierung durch einen RF-Anregungsimpuls (305) erzeugt wird, und die transversale Magnetisierung durch Anlegen eines Bewegungskodierungsgradientenimpulses (350, 352, 354) Diffusions-gewichtet wird, b) Dephasieren der Diffusions-gewichteten transversalen Magnetisierung durch Anlegen eines ersten Dephasierungs-Gradientenimpulses (370), c) Sichern einer Komponente der Diffusions-gewichteten transversalen Magnetisierung durch Anlegen eines 90°-RF-Impulses (372), der die Komponente in eine z-Längsrichtung kippt, d) Dephasieren einer transversalen Rest-Magnetisierung durch Anlegen eines zweiten Dephasierungs-Gradientenimpulses (376), e) Durchführen einer Fast-Spinecho-Impulsfolge, bei der die gesicherte Diffusions-gewichtete Magnetisierung in die transversale Ebene durch den RF-Anregungsimpuls (305) gekippt wird, und eine Folge von kernmagnetischen Resonanz-Echosignalen durch eine entsprechende Folge von RF-Nachfokussierimpulsen (307) erzeugt wird, und f) Rekonstruieren eines Bildes aus den erfaßten kernmagnetischen Resonanz-Echosignalen.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Bewegungskodierungsgradientenimpuls (350, 352, 354) entlang dreier Richtungen angelegt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei ein Umphasierungsgradientenimpuls (380) während der Fast-Spinecho-Impulsfolge nach jedem RF-Nachfokussierimpuls (307) und vor der Erfassung des entsprechenden kernmagnetischen Resonanz-Echosignals angelegt wird, und die Größe jedes Umphasierungsgradientenimpulses (380) im wesentlichen gleich der Größe des ersten Dephasierungs-Gradientenimpulses (370) ist.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei ein Rückdrehgradientenimpuls (382) während der Fast-Spinecho-Impulsfolge angelegt wird, nachdem jedes kernmagnetische Resonanz-Echosignal erfaßt ist, und die Größe jedes Rückdrehgradientenimpulses (382) im wesentlichen gleich dem Umphasierungsgradientenimpuls (380), aber bezüglich der Polarität entgegengesetzt ist.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei jedes kernmagnetische Resonanz-Echosignal während eines entlang einer ersten Gradientenrichtung gerichteten Auslese-Gradientenimpulses (308) erfaßt wird, und ein entlang einer zweiten Gradientenrichtung gerichteter Phasenkodierungs-Gradientenimpuls (309) vor jedem kernmagnetischen Resonanz-Echosignal erzeugt wird.
Verfahren nach Anspruch 5, wobei der Bewegungskodierungsgradientenimpuls (350, 352, 354) entlang jeder Gradientenrichtung angelegt wird.
Verfahren nach Anspruch 5, wobei der erste Dephasierungsgradientenimpuls (370), der Umphasierungsgradientenimpuls (380) und die Rückdrehgradientenimpulse (382) entlang der Auslese-Gradientenrichtung gerichtet sind.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei der zweite Dephasierungs-Gradientenimpuls (376) entlang der Phasenkodierungs-Gradientenrichtung gerichtet ist.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei ein Schnittauswahl-Gradientenimpuls (360) während des Anlegens jedes RF-Anregungsimpulses (305) und jedes RF-Nachfokussierimpulses (307) angelegt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Bewegungskodierungsgradientenimpuls (350, 352, 354) aus zwei Bewegungskodierungsgradientenimpulsen (350, 352, 354) der gleichen Polarität besteht, und ein RF-Impuls (358) zwischen den zwei Bewegungskodierungsgradientenimpulsen (350, 352, 354) erzeugt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Schritte a) bis e) zur Erfassung weiterer kernmagnetischer Resonanz-Echosignale zur Verwendung bei der Rekonstruktion eines Bildes wiederholt werden.