DE4005675C2 - Verfahren zur Unterdrückung von Artefakten bei der Bilderzeugung mittels kernmagnetischer Resonanz - Google Patents
Verfahren zur Unterdrückung von Artefakten bei der Bilderzeugung mittels kernmagnetischer ResonanzInfo
- Publication number
- DE4005675C2 DE4005675C2 DE4005675A DE4005675A DE4005675C2 DE 4005675 C2 DE4005675 C2 DE 4005675C2 DE 4005675 A DE4005675 A DE 4005675A DE 4005675 A DE4005675 A DE 4005675A DE 4005675 C2 DE4005675 C2 DE 4005675C2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- matrix
- signal
- phase
- fourier transformation
- adjustment
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
- G01R33/56554—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by acquiring plural, differently encoded echo signals after one RF excitation, e.g. correction for readout gradients of alternating polarity in EPI
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
- G01R33/56563—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the main magnetic field B0, e.g. temporal variation of the magnitude or spatial inhomogeneity of B0
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Unterdrückung von Artefakten
bei der Bilderzeugung mittels kernmagnetischer Resonanz,
wobei in einem Grundmagnetfeld zur Gewinnung von Meßdaten
je Meß-Scan zumindest ein Teilbereich eines Untersuchungsobjektes
mit HF-Impulsen beaufschlagt wird, wobei anschließend ein
Phasencodiergradient und ein Read-Out-Gradient eingeschaltet
werden, wobei das unter jedem Teilimpuls des Read-Out-Gradienten
entstehende Kernresonanzsignal abgetastet wird und wobei
die so gewonnenen Abtastwerte für jeden Teilimpuls des Read-
Out-Gradienten in eine Zeile einer Rohdatenmatrix eingetragen
werden, wobei die Richtung der Eintragung der jeweiligen
Polarität der Teilimpulse entspricht und wobei die Rohdatenmatrix
zur Gewinnung einer Bildmatrix einer zweidimensionalen
Fourier-Transformation unterworfen wird und wobei aus der Bildmatrix
ein Bild des Untersuchungsobjektes gewonnen wird.
Bei der Bilderzeugung mit bestimmten Pulssequenzen wechseln von
Scan zu Scan, d. h. auch von Zeile zu Zeile der Rohdatenmatrix,
die Meß- bzw. Verarbeitungsbedingungen für die Meßsignale. Das
trifft z. B. beim Echoplanar-Verfahren, wie es aus der DE-C2-27 55 956
bekannt ist, und beim RARE-Verfahren, wie es aus der
Zeitschrift "Magnetic Resonance Imaging", Vol. 6, Seite 391
bis 395, 1988, bekannt ist, zu. Wenn sich hierbei von Zeile
zu Zeile auch nur geringfügige Abweichungen ergeben, führt
dies zu sogenannten N/2-Geistern, d. h. bei einer Bildmatrix von
N×N Punkten wird das eigentliche Bild um N/2 Punkte verschoben
in positiver und negativer Richtung bezüglich der Bildmatrixmitte
nochmals abgebildet, und zwar im allgemeinen mit verschiedener
Intensität. Ferner führen Grundfeldinhomogenitäten
und Gradienten-Nichtlinearitäten zu Bildverzerrungen.
Aus der DE 37 10 748 A1 ist ein Verfahren zur Vermeidung von
Artefakten bekannt, die durch Körperbewegungen entstehen. Dabei
werden zusätzlich zu den Meßdaten Korrekturdaten erzeugt,
wobei der bei der Meßdatengewinnung angewandte Phasencodiergradient
hier als Auslesegradient verwendet wird und eine
Phasencodierung nicht stattfindet. Dieses Verfahren kann nur
funktionieren, wenn während der Meßdatengewinnung, innerhalb
der die störende Bewegung auftritt, laufend Korrekturdaten
erfaßt werden.
Aus der EP-0 337 588 A2 ist ein Verfahren zur Korrektur von
Artefakten bekannt, die durch Feldabweichungen entstehen. Dabei
wird ein Kalibrier-Scan durchgeführt, mit dem das Magnetfeld
auch unter Berücksichtigung von Wirbelströmen bestimmt
wird. Da Phasencodiergradienten und Auslesegradienten im Vergleich
zum Schichtselektionsgradienten nur einen geringen
störenden Effekt haben und das gewünschte Kompensationssignal
sogar überdecken würden, werden vorzugsweise sowohl Phasencodiergradient
als auch readout-Gradient weggelassen. Mit dem
aufgrund des Justage-Scans gewonnenen Wert für das tatsächliche
Magnetfeld wird die Grundfrequenz des Hochfrequenzsystems
so weit justiert, daß die Magnetfeldabweichungen kompensiert
werden.
Aufgabe der Erfindung ist es, bei dem eingangs genannten Verfahren
zur Bilderzeugung Artefakte zu verringern.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die
Merkmale des Anspruchs 1.
Mit dem Justage-Scan können Unvollkommenheiten des Systems
bestimmt werden und aufgrund der so gewonnenen Information
können die Rohdatensätze korrigiert werden.
Anspruch 2 gibt ein Verfahren an, bei dem eine lineare Phasenkorrektur
durchgeführt wird, bei dem Verfahren nach Anspruch
3 werden auch Phasenfehler höherer Ordnung berücksichtigt.
Bei dem Verfahren nach Anspruch 6 werden auch Bildartefakte
kompensiert, die auf Grundfeldinhomogenitäten beruhen.
Zur Erläuterung der Erfindung werden zunächst anhand von Fig. 1
die Grundkomponenten eines Kernspin-Tomographen dargestellt.
Die Spulen 1-4 erzeugen ein magnetisches Grundfeld
B0, in welchem sich bei Anwendung zur medizinischen Diagnostik
der zu untersuchende Körper 5 eines Patienten befindet.
Diesem sind außerdem Gradientenspulen zugeordnet, die zur
Erzeugung unabhängiger, zueinander senkrechter Magnetfeldkomponenten
der Richtungen x, y und z gemäß dem Koordinatenkreuz
6 vorgesehen sind. In der Fig. 1 sind der Übersichtlichkeit
halber nur die Gradientenspulen 7 und 8 gezeichnet, die zusammen
mit einem Paar gegenüberliegender, gleichartiger Gradientenspulen
zur Erzeugung eines X-Gradienten dienen. Die
gleichartigen, nicht eingezeichneten Y-Gradientenspulen liegen
parallel zum Körper 5 und oberhalb sowie unterhalb von
ihm, die für das Z-Gradientenfeld quer zu seiner Längsachse
am Kopf- und am Fußende.
Die Anordnung enthält außerdem noch eine zur Erzeugung und
Aufnahme
der Kernresonanzsignale dienende Hochfrequenzspule 9. Die
von einer strichpunktierten Linie 10 umgrenzten Spulen 1, 2, 3,
4, 7, 8 und 9 stellen das eigentliche Untersuchungsinstrument
dar.
Es wird von einer elektrischen Anordnung aus betrieben, die ein
Netzgerät 11 zum Betrieb der Spulen 1-4 sowie eine Gradientenstromversorgung
12, an welcher die Gradientenspulen 7 und 8 sowie
die weiteren Gradientenspulen liegen, umfaßt. Die Hochfrequenzspule
9 ist über einen Signalverstärker 14 bzw. einen Hochfrequenzsender
15 an einen Prozeßrechner 17 gekoppelt, an dem
zur Ausgabe der Abbildung ein Bildschirmgerät 18 angeschlossen
ist. Die Komponenten 14 und 15 bilden eine Hochfrequenzeinrichtung
16 zur Signalerzeugung und -aufnahme. Ein Umschalter 19 ermöglicht
das Umschalten von Sende- auf Empfangsbetrieb.
Für die Ansteuerung der Hochfrequenzeinrichtung 6 und der Gradientenspulen
sind eine Reihe von Pulssequenzen bekannt. Dabei
haben sich Verfahren durchgesetzt, bei denen die Bilderzeugung
auf einer zwei- bzw. dreidimensionalen Fourier-Transformation
der gewonnenen Meßwerte beruht.
Insbesondere bei Pulssequenzen mit Auslesegradienten wechselnder
Polarität stellen sogenannte N/2-Geister ein Problem dar.
Im folgenden wird dieses Problem beispielhaft anhand der Echoplanar-
Sequenz, im folgenden auch kurz als EPI-Sequenz bezeichnet,
erläutert.
Die Grundzüge des EPI-Verfahrens werden im folgenden anhand der
Pulsdiagramme nach Fig. 2 beschrieben. Eine genaue Beschreibung
des EPI-Verfahrens findet sich in der bereits genannten DE-C2-
27 55 956.
Unter der Einwirkung eines Schichtselektionsgradienten SS1 wird
ein 90°-HF-Puls RF1 eingestrahlt, der aufgrund des Schichtselektionsgradienten
SS1 nur eine ausgewählte Schicht des Untersuchungsobjektes
anregt.
Nach der Anregung werden Vorphasiergradienten GRC1 in Phasencodierrichtung
und GRO1 in Ausleserichtung eingeschaltet. Darauf
folgt ein 180°-HF-Puls RF2, der aufgrund eines gleichzeitig
eingeschalteten Schichtselektionsgradienten SS2 wieder nur die
ausgewählte Schicht des Untersuchungsobjektes anregt.
Schließlich wird ein Auslesegradient GRO2 eingeschaltet, der
aus Einzelimpulsen alternierender Polarität zusammengesetzt ist.
Durch die alternierende Polarität wird das entstehende Kernresonanz-
Signal jedesmal dephasiert und dann wieder rephasiert,
so daß der in Fig. 2 dargestellte Signalverlauf S entsteht. Das
Signal S entsteht unter der Einhüllenden eines Spinechos SE mit
der Echozeit TE nach der Anregung durch den 90°-HF-Impuls RF1.
Die Rohdatenmatrix M kann man als Meßdatenraum, bei dem im Ausführungsbeispiel
vorliegenden zweidimensionalen Fall als Meßdatenebene
betrachten. Dieser Meßdatenraum wird in der Kernspintomographie
im allgemeinen als "k-Raum" bezeichnet.
Man könnte dem Gradienten GRO2 anstelle eines in Fig. 2 dargestellten
sinusförmigen Verlaufes auch einen rechteckförmigen
Verlauf geben.
Während der Auslesephase wird ferner ein Phasencodiergradient
GPC2 in Phasencodierrichtung mit konstanter Polarität eingeschaltet.
Anstelle des in Fig. 2 dargestellten kontinuierlichen
Phasencodiergradienten GPC können auch Einzelimpulse vor den
Einzelimpulsen des Auslesegradienten GRO2 eingesetzt werden.
Bei dieser Pulsfrequenz bewirkt der Auslesegradient GRO2 eine
Frequenzcodierung des Signals S in Ausleserichtung. Der Phasencodiergradient
GPC bewirkt eine Phasencodierung in Phasencodierrichtung,
wobei für die Phasenlage der Kernspins das jeweilige
Zeitintegral des Gradienten GPC maßgebend ist.
Die Auslesegradienten GRO, Phasencodiergradienten GPC und
Schichtselektierungsgradienten GSS stehen senkrecht aufeinander,
z. B. in den Richtungen x, y, z eines kartesischen Koordinatensystems.
Die für die Bilderzeugung notwendige Information über die räumliche
Herkunft der Signalbeiträge S ist in den Phasenfaktoren
codiert, wobei zwischen dem Ortsraum (also dem Bild) und dem
k-Raum mathematisch der Zusammenhang über eine zweidimensionale
Fourier-Transformation besteht. Es gilt:
Dabei gelten folgende Definitionen:
γ=gyromagnetisches Verhältnis
Gx (t′)=Momentanwert des Auslesegradienten GRO
Gy (t′)=Momentanwert des Phasencodiergradienten GPC.
Gx (t′)=Momentanwert des Auslesegradienten GRO
Gy (t′)=Momentanwert des Phasencodiergradienten GPC.
Dabei wird jeweils vorausgesetzt, daß der Auslesegradient GRO
in x-Richtung und der Phasencodiergradient GPC in y-Richtung
eines kartesischen Koordinatensystems liegt.
Das Signal S wird als komplexe Größe durch phasenempfindliche
Demodulation gemessen. Das so gewonnene analoge Signal wird in
einem Zeitraster abgetastet, die Abtastwerte werden digitalisiert
und je Einzelimpuls des Auslesegradienten GRO in eine Zeile einer
in Fig. 3 dargestellten Rohdatenmatrix M eingetragen. Unter
jedem Einzelimpuls (Halbwelle) des Auslesegradienten GRO werden
N komplexe Werte ausgelesen. Diese werden in eine Zeile der Rohdatenmatrix
S (i, j) einsortiert. Dabei bezeichnet i den Zeilenindex,
j den Spaltenindex. Nach jeder Anregung folgen N Einzelimpulse
des Auslesegradienten GRO, so daß die Meßmatrix N Zeilen
enthält. Insgesamt liegt eine N×N-Matrix vor.
Da die Polarität des Gradienten GRO alterniert, werden die Meßwerte
ebenfalls alternierend zunächst mit steigenden j-(Spaltenindex-)
Werten und in der nächsten Zeile mit fallenden j-Werten
in die Rohdatenmatrix M eingefügt.
Aus der Rohdatenmatrix kann mittels einer zweidimensionalen
Fourier-Transformation ein Bild berechnet werden. Das dazu
üblicherweise angewandte Verfahren ist in der DE-C2-28 55 956
näher erläutert.
Bei der üblichen Art der Fourier-Transformation tritt jedoch
folgendes Problem auf: Um der unterschiedlichen Gradientenrichtung
beim Auslesen des Signals S Rechnung zu tragen, muß - wie
bereits erwähnt - die Einleserichtung in jede Zeile der Rohdatenmatrix
alterniert werden. Dies führt zu einer Anfälligkeit
gegen sogenannte "N/2-Geister". Dies ist in Fig. 4 dargestellt.
Ein abzubildendes Objekt - beispielsweise ein Kreis A in der
N×N-Bildmatrix wird bezüglich der Bildmatrixmittel um N/2-
Punkte in positiver und negativer Richtung verschoben nochmals
abgebildet (A′, A′′). Diese "Geisterbilder" überlappen sich mit
dem eigentlichen Bild und sind somit sehr störend.
Diese "N/2-Geister" werden im wesentlichen dann auftreten, wenn
der positive Gradientenpuls GRO⁺ etwas vom negativen Gradientenpuls
GRO - verschieden ist. Damit werden auch die unter diesen
Gradientenpulsen ausgelesenen Kernresonanzsignale verschieden
sein, und zwar alternierend die in gerade und ungerade Zeilennummern
der Rohdatenmatrix M eingetragenen Meßwerte.
Wesentlich zum Erscheinen dieser Bildartefakte kann die bei der
Signalaufbereitung stets eingesetzte analoge Tiefpaßfilterung
beitragen. Jedes Filter weist Überschwinger im Zeitbereich auf,
die um so stärker sind, je steiler das Filter im Frequenzbereich
ist. Fig. 5 zeigt schematisch ein Eingangssignal Se(t) und ein
tiefpaßgefiltertes Ausgangssignal Sa(t) für eine Rechteck-Funktion,
Fig. 6 zeigt dies äquivalent für eine Delta-Funktion. Wesentlich
dabei ist, daß das Eingangssignal Se(t) als Folge des
Kausalitätsprinzips in positiver Zeitrichtung verzerrt wird.
Bei konventioneller Bildgebung (also z. B. nicht nach dem Echoplanar-
Verfahren) führt dies zu keinen nennenswerten Bildartefakten.
Dabei wird nämlich das Kernresonanzsignal unter Gradienten
einheitlicher Polarität ausgelesen und die abgetasteten
Signale werden alle in derselben Richtung in die Zeilen der
Rohdatenmatrix M eingeschrieben. Die dargestellte Verzerrung
der Signale in positiver Zeitrichtung führt damit zu keinen
nennenswerten Bildartefakten.
Beim Echoplanar-Verfahren entstehen dagegen die oben genannten
N/2-Geister dadurch, daß die abgetasteten Meßwerte abwechselnd
in positiver und negativer Richtung in die Zeilen der Rohdatenmatrix
geschrieben werden. Bezüglich der Rohdatenmatrix wirkt
sich daher die Verzerrung alternierend in positiver und negativer
Richtung aus.
Durch Inhomogenitäten des Grundmagnetfeldes sowie durch Nichtlinearitäten
der Gradientenfelder werden ferner Bildverzerrungen
verursacht.
Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend anhand
der Fig. 7 bis 10 näher erläutert. Allen Ausführungsbeispielen
ist gemeinsam, daß Systemunvollkommenheiten (z. B. Grundmagnetfeldinhomogenitäten,
nicht ideale Niederfrequenz-Filter, Abweichung
des positiven Gradienten vom negativen Gradienten,
Gradienten-Offset) mit Hilfe eines Justage-Scans ermittelt
werden. Ein Beispiel für einen solchen Justage-Scan ist in
Fig. 7 dargestellt.
Der Justage-Scan entspricht im Prinzip der EPI-Sequenz nach
Fig. 2, wobei jedoch kein Phasencodiergradient GPC eingeschaltet
wird.
Wie beim normalen EPI-Scan wird das entstehende Signal abgetastet
und die so gewonnenen Werte werden je Einzelpuls des Auslesegradienten
GRO in eine Zeile einer Meßmatrix M eingetragen.
Wegen der unterschiedlichen Polarität der Gradientenpulse GRO
erfolgt die Eintragung in alternierender Richtung.
Unter idealen Bedingungen sollten wegen des fehlenden Phasencodiergradienten
GPC alle Echos in der Rohdatenmatrix gleich
sein. In der Praxis trifft dies allerdings nicht zu, vielmehr
haben die Echos verschiedene Positionen, und zwar von Zeile zu
Zeile alternierend. Außerdem tritt beim Auslesen unter einem
Spinecho in den oberen und unteren Zeilen der Rohdatenmatrix
wegen der Grundfeldinhomogenität eine Verschmierung auf. Dies
ist in Fig. 8, die schematisch den Betragsanteil der Rohdatenmatrix
J für den Justage-Scan zeigt, dargestellt.
Aus der Rohdatenmatrix J für den Justage-Scan kann nun eine
Reihe von Unvollkommenheiten des Systems berechnet und zur
Korrektur bei der eigentlichen Messung herangezogen werden. Ein
Justage-Scan kann entweder vor oder nach der eigentlichen
Messung durchgeführt werden.
Eine erste Möglichkeit zur Korrektur mit Hilfe des Justage-
Scans besteht in der linearen Phasenkorrektur. Aus den bereits
erläuterten Gründen ist die Echoposition bei geraden und ungeraden
Zeilen in der Praxis verschieden. Die Verschiebung im
k-Raum ist von der jeweiligen Zeile abhängig und läßt sich mathematisch
wie folgt beschreiben:
Si J′(k)=Si J(k-Δki).
Dabei ist mit S das Echosignal bezeichnet, der Index i bezieht
sich auf die Zeilennummer, der Index J auf den Justage-Scan und
Δki stellt den Echoversatz in der Zeile i im k-Raum dar.
Um den Echoversatz Δki zu ermitteln, muß zunächst die genaue
Echoposition bestimmt werden. Dies kann z. B. mit einem Parabel-
Fit erfolgen.
Aus dem Justage-Scan hat man somit den Echoversatz Δki für jede
Zeile i ermittelt. Mit diesen Werten kann man nun die Rohdaten
korrigieren. Dabei sei mit Si M(k) das Rohdatensignal in
der Zeile i der Rohdatenmatrix M bezeichnet. Es wird zunächst
eine eindimensionale Fourier-Transformation der Rohdatenmatrix
M in Read-Out-Richtung durchgeführt. Damit erhält man:
Das so erhaltene Signal i M(x) ist nunmehr bezüglich x ortsabhängig,
wobei die Wellenlinie über dem Bezugszeichen auf den
Ortsraum hindeutet. Diese Kennzeichnung für Signale im Ortsraum
wird auch in der folgenden Beschreibung beibehalten. Mit Hilfe
der Werte des Echoversatzes Δki, die auf die oben angegebene
Weise aus dem Justage-Scan gewonnen wurden, kann man nun eine
lineare Phasenkorrektur des Meßsignales durchführen:
Hierbei ist mit i M′(x) das korrigierte Signal bezeichnet.
Wenn man nun noch eine Fourier-Transformation in Phasencodier-
Richtung durchführt, so erhält man eine Bildmatrix mit linearer
Phasenkorrektur.
Bei diesem Verfahren werden bezüglich der Echopositionierung
zwar recht gute Werte erreicht, allerdings nur für die Position
der zentralen Echomaxima. Um diese zu demonstrieren, ist
in Fig. 9 eine Matrix J′ für den Justage-Scan dargestellt, auf
den die lineare Phasenkorrektur angewendet wurde. Dabei wird
sichtbar, daß die Echomaxima zwar gleich positioniert sind,
aber die benachbarten Punkte in geraden und ungeraden Zeilen
nach wie vor voneinander abweichen. Dies rührt von Phasenverzerrungen
höherer Ordnung her, die mit der linearen Phasenkorrektur
nicht korrigiert werden können. In der Bildmatrix äußert
sich dies dadurch, daß nach wie vor N/2-Geister entstehen, wenn
auch mit deutlich verringerter Intensität.
Eine weitere Verringerung von Artefakten erzielt man, wenn man
eine Phasenkorrektur höherer Ordnung, also nicht nur Verschiebungen,
sondern auch Verzerrungen des Echosignals S berücksichtigt.
Auch dies läßt sich mit Hilfe des bereits beschriebenen
Justage-Scans erreichen. Die Korrekturphase wird wie folgt aus
dem Justage-Scan errechnet: Die Matrix J des Justage-Scans wird
zunächst einer eindimensionalen Fourier-Transformation in Read-
Out-Richtung unterzogen:
Das so gewonnene Signal Si J(x) läßt sich nunmehr in Betrag | Si J |
und Phase Φi J zerlegen. Aus dem Justage-Scan wird die Phasenlage
Φi J(x) bezüglich einer Referenzphase bestimmt. Die Korrekturphase
Φi C(x) bestimmt sich dann durch:
Φi C(x)=-Φi J(x).
Die Phase Φi C(x) ist jetzt im allgemeinen eine nichtlineare
Funktion des Ortes x.
Mit der so gewonnenen Korrekturphase Φi C(x) wird nun das eigentliche
Meßsignal Si M(k) wie folgt phasenkorrigiert: Zunächst
wird wieder eine eindimensionale Fourier-Transformation in Ausleserichtung
durchgeführt:
Anschließend erfolgt eine Phasenkorrektur aufgrund der nach
oben beschriebenem Verfahren ermittelten Korrekturphase Φi C:
i M′(x)=i M(x) · exp (iΦi C(x)).
Man erhält somit das Signal i M′(x) mit einer Phasenkorrektur
höherer Ordnung. Durch anschließende Fourier-Transformation in
Phasencodierrichtung erhält man wieder eine Bildmatrix. Würde
man die dargestellte Phasenkorrektur auf den Justage-Scan selbst
anwenden, so wären die Echos genau positioniert und die Unterschiede
von den geraden zu den ungeraden Echos wären gegenüber
der Darstellung nach Fig. 9 geringer. Als zusätzlicher Vorteil
werden auch Bildverzeichnungen in Read-Out-Richtung verringert.
Neben der bisher beschriebenen Phasenkorrektur können auch allgemeine
Filter aus dem Justagedatensatz berechnet werden, um
z. B. die erläuterten N/2-Geister zu minimieren. Im folgenden
wird ein Filter beschrieben, dessen Ziel es ist, die Form der
geraden und der ungeraden Echos anzupassen. Gerade und ungerade
Echos weisen aufgrund eines bei der Meßwertaufbereitung benötigten
analogen Tiefpaßfilters unterschiedliche Formen auf.
Dies rührt von Verzerrungen in Form von Überschwingern her, die
das Tiefpaßfilter je nach dessen Steilheit bewirkt. Diese Überschwinger
folgen immer auf eine schnelle Signaländerung, d. h.
sie sind in die positive Zeitrichtung gerichtet. Durch die alternierende
Einsortierung der Meßwerte in die Rohdatenmatrix
erscheinen jedoch die Überschwinger ebenfalls alternierend und
führen daher zu N/2-Geistern. Dieser Effekt soll durch das
nachfolgend beschriebene Filter minimiert werden. Dabei werden
auch diejenigen N/2-Geister weitgehend beseitigt, die - wie
bereits beschrieben - durch Unterschiede der positiven Teilimpulse
des Auslesegradienten und negativen Teilimpulsen bedingt
sind.
Die Filterung geht von dem Gedanken aus, gerade und ungerade
Echos, die im folgenden durch ein hochgestelltes g oder u gekennzeichnet
sind, gleichzumachen. Wie bei den vorherbeschriebenen
Verfahren wird zunächst ein Justage-Scan durchgeführt und
die damit erhaltene Justagedatenmatrix J in Auslese-(kx)-Richtung
Fourier-transformiert. Anschließend wird aus den Signalen
der ungeraden Zeilen Ju(x) und der geraden Zeilen Jg(x) das
folgende Filter F(x) berechnet:
Dieses Filter F(x) wird zweckmäßigerweise aus den zentralen
Zeilen der in Ausleserichtung Fourier-transformierten Justagedatenmatrix
J durch Mittelung berechnet.
Zur Entfaltung der Übertragungsfunktion wird dann die Rohdatenmatrix
M der eigentlichen Meßwerte ebenfalls in Auslese-(kx)-
Richtung Fourier-transformiert und die geraden Zeilen der so
erhaltenen Matrix werden mit dem Filter F(x) multipliziert. Damit
erhält man korrigierte Werte Mg′(x) der Signale in den geraden
Zeilen. Wie im folgenden nachgewiesen wird, werden damit
die korrigierten Signale der geraden Zeilen g′(x) gleich den
Signalwerten in den ungeraden Zeilen u(x).
Für die folgenden Betrachtungen wird das ideale, d. h. für gerade
und ungerade Zeilen der Rohdatenmatrix gleiche k-Raum-Signal
mit S(k) bezeichnet. Die tatsächlich gemessenen geraden und ungeraden
Echos Sg und Su werden beschrieben durch eine Faltungsoperation
des idealen k-Raumsignales S(k) mit einem Punktbild,
das für gerade und ungerade Echos unterschiedlich ist und mit
Pg(k) bzw. Pu(k) bezeichnet wird:
Su(k)=S(k) * Pu(k);
Sg(k)=S(k) * Pg(k).
Sg(k)=S(k) * Pg(k).
Durch eine Fourier-Transformation wird bekanntlich die Faltung
in ein Produkt übergeführt:
Wenn man die oben dargelegten Überlegungen nunmehr auf den Justage-
Scan anwendet, so läßt sich das Filter F(x) wie folgt
darstellen:
Da davon ausgegangen werden kann, daß die Übertragungsfunktion
für Justage-Scan und Meß-Scan gleich ist, erhält man nach der
oben genannten Korrektur:
g′(x)=g(x) · F(x)=u(x).
Damit ist nachgewiesen, daß mit dem genannten Filter diese Signale
in geraden und ungeraden Zeilen angepaßt wurden.
Fig. 10 zeigt schematisch das dargestellte Verfahren der Filterung.
Aus der Rohdatenmatrix J des Justage-Scans, bei der sich
die Verzerrungen durch die schematisch dargestellten gekrümmten
Linien äußern, wird durch eine Fourier-Transformation in Zeilenrichtung
die Matrix J′ erstellt und daraus das Filter F(x)
ermittelt. Aus der Rohdatenmatrix M der eigentlichen Meßwerte
ist durch eine Fourier-Transformation in Zeilenrichtung die Matrix
M′ gebildet. Durch Multiplikation des Filters F(x) an diese
Matrix M′ und eine Fourier-Transformation in Spaltenrichtung
erhält man die korrigierte Bildmatrix B.
Mit Hilfe eines aus dem Justage-Daten-Scan berechneten Filters
läßt sich auch eine Entfaltung der Übertragungsfunktion bezüglich
der Grundfeldinhomogenität durchführen. Dabei wird für jede
Zeile der in Zeilenrichtung Fourier-transformierten Matrix J
der Meßwerte aus dem Justage-Scan folgendes Filter für die i-te
Zeile berechnet:
Mit J R(x) wird dabei der Referenz-Scan bezeichnet, für den diejenige
Zeile der Justage-Datenmatrix gewählt wird, bei der die
minimale Dephasierung durch die Grundfeldinhomogenität auftritt.
Bei dem in Fig. 2 dargestellten Beispiel einer EPI-Sequenz, bei
dem daß Meßsignal unter der Einhüllenden eines Spinechos ausgelesen
wird, ist dies die mit der Echozeit TE koinzidierende Zeile.
Zur Echozeit TE wird der maximale Signalpeak erreicht und
das entsprechende Signal wird in der mittleren Zeile der Rohdatenmatrix
abgespeichert. Wenn das Kernresonanzsignal nicht unter
einem Spinecho, sondern als FID-Signal ausgelesen wird, so
wird als Referenzzeile die dem ersten Echosignal entsprechende
Zeilde der Rohdatenmatrix verwendet. Wie bei dem vorhergehend
beschrieben Filter-Verfahren wird die Rohdatenmatrix M der
Meßwerte auf jede Zeile das entsprechende Filter Fi(x) angewendet,
so daß man die korrigierten Meßwerte M′ i(x) nach folgender
Gleichung erhält:
M′ i(x)=M i(x) · Fi(x).
Durch Anwendung dieses Filters Fi ergibt sich ein für alle Zeilen
i gleicher Einfluß der Grundfeldinhomogenität δBo, was im
folgenden nachgewiesen wird.
Durch die Grundfeldinhomogenität δBo werden die Echos um so
mehr verzerrt, je weiter sie vom Echozentrum des Spinechos bzw.
vom ersten ausgelesenen Echo des FID-Signales entfernt liegen.
Bezogen auf den Justage-Scan läßt sich dies beschreiben durch
SJ(t)=∬ (x,y) · exp [iγ(GRO x t+ δBo(x,y) · t]dxdy.
Eine Größe SP(x) wird wie folgt definiert (wobei P für Projektion
steht):
P(x)=∫ (x,y) · exp [iγδBo(x,y) · t]dy.
Damit gilt:
Im folgenden wird zur Vereinfachung angenommen, daß der Auslesegradient
GRO rechteckförmig ist. Damit gilt:
k=δGRO t.
Somit lassen sich SJ(k) und SP(x) darstellen als:
Es wird weiterhin definiert:
Das k-Raumsignal des Justage-Scans läßt sich als Faltung des
idealen Signals SP(k) mit einem Anteil SB(k) der Grundfeldinhomogenität
darstellen:
SJ(k)=SP(k) * SB(k).
Nach einer eindimensionalen Fourier-Transformation in Zeilenrichtung
wird aus der Faltung ein Produkt:
J(x)=P(x) · B(x).
Für die i-te Zeile lautet dieses Produkt:
i J(x)=P(x) · i B(x).
Wenn man nun das oben definierte Filter Fi(x) auf den Justage-
Datensatz selbst anwendet, so erkennt man, daß die Grundfeldinhomogenität
auf jede Zeile i denselben Einfluß hat:
J′ i(x)=J R(x).
Nach Anwendung des zuletzt beschriebenen Verfahrens, das eine
Entfaltung der Grundfeldhomogenität darstellt, sind nach wie
vor N/2-Geister vorhanden. Dies liegt daran, daß Echoversatz
und Verzerrungen durch das Niederfrequenzfilter noch vorhanden
sind. Diese N/2-Geister können jedoch fast vollständig beseitigt
werden, wenn nach der Entfaltung der Grundfeldinhomogenität
noch die vorher beschriebene Entfaltung der Übertragungsfunktion
durchgeführt wird. Auch durch eine Kombination der nichtlinearen
Phasenkorrektur und der Entfaltung der Übertragungsfunktion
werden gute Ergebnisse bezüglich der Unterdrückung
von N/2-Geistern erreicht. Die Berechnung des Entfaltungsfilters
für die Grundfeldinhomogenität sollte zur Erzielung
der besten Resultate jeweils für eine Schicht eines spezifischen
Patienten vor oder nach der Bildmessung durchgeführt
werden.
Claims (6)
1. Verfahren zur Unterdrückung von Artefakten bei der Bilderzeugung
mittels kernmagnetischer Resonanz, wobei in einem
Grundmagnetfeld zur Gewinnung von Meßdaten je Meß-Scan zumindest
ein Teilbereich eines Untersuchungsobjektes mit HF-Impulsen
beaufschlagt wird, wobei anschließend ein Phasencodiergradient
(GPC) und Read-Out-Gradienten (GRO) eingeschaltet
werden, wobei das unter jedem Teilimpuls des Read-Out-Gradienten
(GRO) entstehende Kernresonanzsignal abgetastet
wird und wobei die so gewonnenen Abtastwerte (SMi, j)
für jeden Teilimpuls des Read-Out-Gradienten in eine Zeile
(i) einer Rohdatenmatrix (M) eingetragen werden, wobei die
Richtung der Eintragung entsprechend der jeweiligen Polarität
der Teilimpulse variiert, wobei die Rohdatenmatrix (M)
zur Gewinnung einer Bildmatrix (B) einer zweidimensionalen
Fourier-Transformation unterworfen wird, und wobei aus der
Bildmatrix (B) ein Bild des Untersuchungsobjektes gewonnen
wird, gekennzeichnet durch folgende
Schritte:
- a) Vor oder nach der Meßdatengewinnung wird ein Justage-Scan durchgeführt, der sich vom Meß-Scan dadurch unterscheidet, daß er ohne die Wirkung eines Phasencodiergradienten durchgeführt wird.
- b) Die im Justage-Scan gewonnenen Daten werden in eine Justagedatenmatrix (J) eingetragen, bezüglich Unvollkommenheiten bei der Erzeugung von Rohdaten ausgewertet und es werden Korrekturdaten berechnet.
- c) Die Korrekturdaten werden auf die in Read-Out-Richtung Fourier-transformierten Rohdatensätze angewandt.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichet,
daß zur linearen Phasenkorrektur folgende
Schritte durchgeführt werden:
- a) Die Position des Signalpeaks in den Zeilen der Justagedatenmatrix (J) im K-Raum wird bestimmt.
- b) Die Abweichung der Position (Δki) der Signalpeaks von der Mittenposition in den einzelnen Zeilen (i) im K-Raum wird bestimmt.
- c) Jede Zeile (i) der Rohdatenmatrix (M) im K-Raum wird einer Fourier-Transformation in Zeilenrichtung unterzogen, so daß man ein Ortssignal (i M(x)) erhält, wobei x eine Ortskoordinate ist.
- d) Die Ortssignale (i M(x)) werden mit einem Phasenkorrekturfaktor korrigiert.
- e) Durch Fourier-Transformation der Signale in Spaltenrichtung erhält man eine Bildmatrix (B) mit linearer Phasenkorrektur.
3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß zur Phasenkorrektur höherer Ordnung
folgende Schritte durchgeführt werden:
- a) Die Justagedatenmatrix (J) wird einer Fourier-Transformation in Zeilenrichtung unterzogen, so daß man aus dem Justagesignal (Si J(k)) im K-Raum ein Projektionssignal (i J(x)) im Ortsraum erhält.
- b) Die Phasenverzerrung (Φi) des Signales wird aufgrund der Beziehung Si J(x)=| Si J | exp(iΦi J(x)) bestimmt und eine Korrekturphase Φi C(x)=-Φi J(x) abgespeichert.
- c) Jede Zeile der Rohdatenmatrix (M) wird einer Fourier-Transformation in Zeilenrichtung unterzogen, so daß man ein Ortssignal (i M(x)) erhält.
- d) Das Ortssignal (i M(x)) wird einer Phasenkorrektur mit der Korrekturphase (ΦiC(x)) unterzogen, so daß man ein phasenkorrigiertes Signal (i M(x) · exp(iΦi C(x)) erhält.
- e) Durch eine Fourier-Transformation in Spaltenrichtung erhält man eine phasenkorrigierte Bildmatrix.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch
gekennzeichnet, daß zur Entfaltung der Übertragungsfunktion
des Systems folgende Schritte durchgeführt
werden:
- a) Die Justagedatenmatrix (J) wird einer Fourier-Transformation in Zeilenrichtung unterzogen, so daß man aus dem Justagesignal (Si J(k)) im k-Raum ein Projektionssignal (i J(x)) im Ortsraum erhält.
- b) Aus den Signalen (i Ju(x)) der ungeraden Zeilen der so gewonnenen Matrix (J′) und aus den Signalen (i Jg(x)) der geraden Zeilen dieser Matrix (J′) wird ein Filter berechnet.
- c) Jede Zeile der Rohdatenmatrix (M) wird einer Fourier-Transformation in Zeilenrichtung unterworfen, so daß man ein Ortssignal (i M(x)) erhält.
- d) Die geraden Zeilen der so erhaltenen Matrix (M′) werden mit dem Filter (Fi(x)) gefiltert.
- e) Durch Fourier-Transformation in Spaltenrichtung erhält man eine korrigierte Bildmatrix.
5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet,
daß das Filter (F(x)) aus den zentralen
Zeilen der Matrix (J′) durch Mittelung berechnet wird.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, gekennzeichnet
durch folgende Schritte:
- a) Die Justagedatenmatrix (J) wird einer Fourier-Transformation in Zeilenrichtung unterzogen, so daß man aus dem Justagesignal (Si J(k)) im k-Raum ein Projektionssignal (i J(x)) im Ortsraum erhält.
- b) Aus der so erhaltenen Matrix (J′) wird eine Referenzzeile (R) mit dem Signal (J R(x)) ausgewählt, bei der das Echomaximum auftritt.
- c) Für jede Zeile i wird ein Filter berechnet.
- d) Jede Zeile der Rohdatenmatrix wird einer Fourier-Transformation in Zeilenrichtung unterworfen, so daß man ein Ortssignal (i M(x)) erhält.
- e) Alle Zeilen der so erhaltenen Matrix werden mit dem Filter (Fi(x)) gefiltert.
- f) Durch Fourier-Transformation in Spaltenrichtung erhält man eine korrigierte Bildmatrix.
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE4005675A DE4005675C2 (de) | 1990-02-22 | 1990-02-22 | Verfahren zur Unterdrückung von Artefakten bei der Bilderzeugung mittels kernmagnetischer Resonanz |
US07/653,510 US5138259A (en) | 1990-02-22 | 1991-02-11 | Method for suppressing image artifacts in a magnetic resonance imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE4005675A DE4005675C2 (de) | 1990-02-22 | 1990-02-22 | Verfahren zur Unterdrückung von Artefakten bei der Bilderzeugung mittels kernmagnetischer Resonanz |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE4005675A1 DE4005675A1 (de) | 1991-08-29 |
DE4005675C2 true DE4005675C2 (de) | 1995-06-29 |
Family
ID=6400781
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE4005675A Expired - Fee Related DE4005675C2 (de) | 1990-02-22 | 1990-02-22 | Verfahren zur Unterdrückung von Artefakten bei der Bilderzeugung mittels kernmagnetischer Resonanz |
Country Status (2)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5138259A (de) |
DE (1) | DE4005675C2 (de) |
Families Citing this family (28)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5089778A (en) * | 1989-08-07 | 1992-02-18 | Advanced Nmr Systems, Inc. | Method of cancelling ghosts from NMR images |
US5151656A (en) * | 1990-12-11 | 1992-09-29 | General Electric Company | Correction of nmr data acquired by an echo-planar technique |
GB9217718D0 (en) * | 1992-08-20 | 1992-09-30 | British Tech Group | Method of and apparatus for nmr testing |
US5477144A (en) * | 1993-02-18 | 1995-12-19 | Johns Hopkins University | Method for reducing image artifacts in magnetic resonance images acquired with synchronization to physiological cycles |
EP0644437B1 (de) * | 1993-09-16 | 1999-05-12 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Korrektur der Polarität des Auslesegradienten in Bilderzeugung durch EPI und GRASE magnetische Resonanz |
DE4333222B4 (de) * | 1993-09-30 | 2006-08-17 | Siemens Ag | Magnetresonanzgerät mit einer eine Interpolationseinheit aufweisenden Signalverarbeitungseinheit |
DE4416363C2 (de) * | 1994-05-09 | 1996-03-21 | Siemens Ag | Rekonstruktion von Bildern aus MR-Signalen in inhomogenen Magnetfeldern |
US5427101A (en) * | 1994-08-04 | 1995-06-27 | Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Diminishing variance process for real-time reduction of motion artifacts in MRI |
DE4438488A1 (de) * | 1994-10-28 | 1996-05-02 | Philips Patentverwaltung | MR-Verfahren und Anordnung zur Durchführung desselben |
DE4445782C1 (de) * | 1994-12-21 | 1996-07-25 | Siemens Ag | Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen |
US5785042A (en) * | 1995-02-14 | 1998-07-28 | Duke University | Magnetic resonance imaging method providing for correction of striation artifacts |
DE19530624A1 (de) * | 1995-08-21 | 1997-02-27 | Forschungszentrum Juelich Gmbh | Kernspinresonanz-Spektroskopie |
US5621321A (en) * | 1995-11-06 | 1997-04-15 | Picker International, Inc. | Magnetic resonance scan calibration method for ultra-fast image acquisition |
DE19606090C2 (de) * | 1996-02-19 | 1998-01-22 | Siemens Ag | Verfahren zur funktionellen Bildgebung mittels magnetischer Resonanz |
US5652514A (en) * | 1996-03-25 | 1997-07-29 | Toshiba America Mri, Inc. | Correction for field variation in steady-state MRI by repeated acquisition of zero k-space line |
US5672969A (en) * | 1996-04-25 | 1997-09-30 | General Electric Company | Reduction of Nyquist ghost artifacts in oblique echo planar imaging |
US5905377A (en) * | 1996-07-31 | 1999-05-18 | Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Method and apparatus for correcting gradient system and static magnetic field in magnetic resonance imaging |
US5825185A (en) * | 1996-11-27 | 1998-10-20 | Picker International, Inc. | Method for magnetic resonance spin echo scan calibration and reconstruction |
DE19715113C2 (de) * | 1997-04-11 | 1999-01-28 | Siemens Ag | Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen |
GB9726143D0 (en) | 1997-12-10 | 1998-02-11 | Chapman Barry L | Ghost artifact reduction |
US6556009B2 (en) | 2000-12-11 | 2003-04-29 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Accelerated magnetic resonance imaging using a parallel spatial filter |
US6771067B2 (en) | 2001-04-03 | 2004-08-03 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Ghost artifact cancellation using phased array processing |
AU2002357662A1 (en) * | 2001-10-19 | 2003-04-28 | The Government Of The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Department Of | A method and apparatus to improve an mri image |
US6933720B2 (en) * | 2001-12-11 | 2005-08-23 | Toshiba America Mri, Inc. | Sequence preconditioning for ultra-fast magnetic resonance imaging |
KR100852402B1 (ko) * | 2006-12-21 | 2008-08-14 | 한국과학기술원 | 비선형 위상 보정 방법. |
EP2392935A1 (de) * | 2010-06-03 | 2011-12-07 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | EPI-Verzerrungsberichtigung mit phasenlos codierten Referenzechos |
EP2972444A4 (de) * | 2013-03-15 | 2017-05-24 | Synaptive Medical (Barbados) Inc. | System und verfahren für magnetresonanzspulenanordnung |
DE102016200889B4 (de) * | 2016-01-22 | 2018-02-08 | Siemens Healthcare Gmbh | Rekonstruktion von Bilddaten |
Family Cites Families (26)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB1596160A (en) * | 1976-12-15 | 1981-08-19 | Nat Res Dev | Nuclear magnetic resonance apparatus and methods |
GB2056078B (en) * | 1979-08-03 | 1984-02-29 | Emi Ltd | Nuclear magnetic resonance systems |
US4516075A (en) * | 1983-01-04 | 1985-05-07 | Wisconsin Alumni Research Foundation | NMR scanner with motion zeugmatography |
JPS6031069A (ja) * | 1983-08-01 | 1985-02-16 | Hitachi Ltd | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
US4689562A (en) * | 1983-10-11 | 1987-08-25 | Elscint Ltd. | NMR Imaging method and system |
US4616182A (en) * | 1983-11-09 | 1986-10-07 | Technicare Corporation | Nuclear magnetic resonance signal artifact removal |
US4609872A (en) * | 1984-08-10 | 1986-09-02 | General Electric Company | NMR multiple-echo phase-contrast blood flow imaging |
FR2574551B1 (fr) * | 1984-12-12 | 1986-12-26 | Commissariat Energie Atomique | Procede de generation et de traitement de signaux pour l'obtention par resonance magnetique nucleaire d'une image exempte de distorsions a partir d'un champ de polarisation inhomogene |
JPS61194338A (ja) * | 1985-02-25 | 1986-08-28 | Yokogawa Electric Corp | 核磁気共鳴撮像装置の位相およびシエ−デイング補正方法 |
NL8501459A (nl) * | 1985-05-22 | 1986-12-16 | Philips Nv | Werkwijze voor het verminderen van artefacten bij het met behulp van fourier-zeugmatografie bepalen van beelden. |
US4721911A (en) * | 1985-07-26 | 1988-01-26 | Siemens Aktiengesellschaft | Nuclear magnetic resonance tomography apparatus |
US4684891A (en) * | 1985-07-31 | 1987-08-04 | The Regents Of The University Of California | Rapid magnetic resonance imaging using multiple phase encoded spin echoes in each of plural measurement cycles |
NL8502871A (nl) * | 1985-10-22 | 1987-05-18 | Philips Nv | Werkwijze en inrichting voor het fasecorrigeren van mri-beelden. |
IL76831A0 (en) * | 1985-10-25 | 1986-02-28 | Elscint Ltd | Magnet resonance system with reduced artifacts |
US4697149A (en) * | 1985-11-04 | 1987-09-29 | Wisconsin Alumni Research Foundation | NMR flow imaging using a composite excitation field and magnetic field gradient sequence |
JPS62231647A (ja) * | 1986-03-31 | 1987-10-12 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
US4707661A (en) * | 1986-07-29 | 1987-11-17 | The Regents Of The University Of California | Machine generation of machine-executable state-change instructions for magnetic resonance imaging |
US4706027A (en) * | 1986-08-28 | 1987-11-10 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Method for correcting phase errors in magnetic resonance imaging data |
JPS63109849A (ja) * | 1986-10-29 | 1988-05-14 | 株式会社日立メディコ | Nmrイメ−ジング装置 |
US4710717A (en) * | 1986-12-29 | 1987-12-01 | General Electric Company | Method for fast scan cine NMR imaging |
JPS6434344A (en) * | 1987-07-31 | 1989-02-03 | Hitachi Ltd | Phase correcting method in magnetic resonance imaging apparatus |
US4885542A (en) * | 1988-04-14 | 1989-12-05 | The Regents Of The University Of California | MRI compensated for spurious NMR frequency/phase shifts caused by spurious changes in magnetic fields during NMR data measurement processes |
IL86570A (en) * | 1988-05-31 | 1991-07-18 | Elscint Ltd | Reduction of truncation caused artifacts |
US4862081A (en) * | 1988-11-23 | 1989-08-29 | Picker International, Inc. | DC artifact removal in magnetic resonance imaging |
US4959611A (en) * | 1989-06-29 | 1990-09-25 | Picker International, Inc. | Out-of-slice artifact reduction technique for magnetic resonance imagers |
US5055790A (en) * | 1989-07-13 | 1991-10-08 | Picker International, Inc. | Ssfp imaging technique with improved t1 contrast |
-
1990
- 1990-02-22 DE DE4005675A patent/DE4005675C2/de not_active Expired - Fee Related
-
1991
- 1991-02-11 US US07/653,510 patent/US5138259A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE4005675A1 (de) | 1991-08-29 |
US5138259A (en) | 1992-08-11 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE4005675C2 (de) | Verfahren zur Unterdrückung von Artefakten bei der Bilderzeugung mittels kernmagnetischer Resonanz | |
DE68927107T2 (de) | Verminderung von bewegungsartefakten bei der bilderzeugung mittels magnetischer kernresonanz | |
DE3434161C2 (de) | ||
DE19701356B4 (de) | Verringerung von Nyquist-Geisterbild-Artefakten bei schräger Echo-planarer Abbildung | |
DE4445782C1 (de) | Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen | |
EP0843178B1 (de) | MR-Verfahren zur Reduzierung von Bewegungsartefakten und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens | |
DE102013100349B4 (de) | Echoplanare MR-Bildgebung mit zickzack-artigen k-Raum-Trajektorien | |
DE19715113C2 (de) | Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen | |
DE19901763B4 (de) | Impulssequenz für ein Kernspintomographiegerät | |
DE112015001951T5 (de) | System und Verfahren zur Magnetresonanz-Bildgebung mit reduziertem Sichtfeld | |
EP0629876A1 (de) | Verfahren zur Erzeugung einer MR-Bildfolge und Anordnung zur Durchführung des Verfahren | |
DE19540837B4 (de) | Verfahren zur Verzeichnungskorrektur für Gradienten-Nichtlinearitäten bei Kernspintomographiegeräten | |
DE4024164A1 (de) | Verfahren zur verbesserung des signal-rausch-verhaeltnisses bei einem kernspin-tomographiegeraet | |
DE4139509C2 (de) | Bildgebendes Verfahren für ein Kernspintomographiegerät, das eine Pulssequenz nach dem Echoplanarverfahren verwendet | |
EP0789251B1 (de) | MR-Verfahren zur Bestimmung der Magnetfeldinhomogenität im Untersuchungsbereich und MR-Gerät zur Durchführung des Verfahrens | |
DE4014220A1 (de) | Entfaltung der uebertragungsfunktion bei der bilderzeugung mittels kernmagnetischer resonanz | |
DE19511919A1 (de) | Mittelung von identisch phasencodierten MR-Signalen zur Verringerung der Bildverschlechterung aufgrund der Spin-Spin-Relaxation | |
DE60207292T2 (de) | Verfahren zum kompensieren der objektbewegungen in mri | |
DE102013217336B3 (de) | Phasenkontrast-MR-Bildgebung mit Geschwindigkeitskodierung | |
DE4003547C2 (de) | Abtastung von Kernresonanzsignalen bei allgemeinen Gradientenformen | |
DE102009003566B4 (de) | Erfassung von MRI-Daten für Impulssequenzen mit mehreren Phasenkodierungsrichtungen und periodischer Signalmodulation | |
DE4415393A1 (de) | Turbospinechosequenz zur Erzeugung von Bildern mit schwacher bis mittelstarker T2-Wichtung | |
DE3631039A1 (de) | Kernspintomographieverfahren und kernspintomograph zur durchfuehrung des verfahrens | |
DE19520203C1 (de) | Verfahren zur Vermeidung von Bildabschattungen bei Kernspintomographiegeräten, die mit Multiechosequenzen betrieben werden | |
DE10114318A1 (de) | Kernspinresonanzbildartefaktkorrektur unter Verwendung von Navigatorechoinformationen |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
OM8 | Search report available as to paragraph 43 lit. 1 sentence 1 patent law | ||
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
8125 | Change of the main classification |
Ipc: G01N 24/08 |
|
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition | ||
8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |