-
Das
Gebiet der Erfindung betrifft bildgebende Kernspintomographie-Verfahren
und Vorrichtungen. Insbesondere betrifft die Erfindung eine verbesserte
Fast-Spinecho-Impulssequenz.
-
Jeder
Kern, der ein magnetisches Moment besitzt, versucht sich nach der
Richtung des magnetischen Feldes auszurichten, in dem er sich befindet. Indem
dieser dies durchführt,
präzediert
der Kern um diese Richtung mit einer charakteristischen Winkelfrequenz
(Larmorfrequenz), die von der Stärke
des Magnetfeldes und den Eigenschaften des spezifischen Kerns (die
magnetogyrische Konstante γ des Kerns)
abhängig
ist. Die Kerne, die dieses Phänomen
ausführen
werden hierin als ein „Spin" bezeichnet.
-
Wenn
eine Substanz, wie beispielsweise menschliches Gewebe, einem gleichmäßigen Magnetfeld
(polarisierendes Magnetfeld B0) ausgesetzte ist,
versuchen die individuellen magnetischen Momente der Spins in dem
Gewebe sich nach dem polarisierenden Feld auszurichten, aber präzedieren um
dieses in zufälliger
Reihenfolge bei ihrer charakteristischen Larmorfrequenz. In der
Richtung des polarisierenden Feldes wird ein resultierendes magnetisches
Moment Mz erzeugt, aber die zufällig orientierten
magnetischen Komponenten in der senkrecht oder quer verlaufenden
Ebene (x-y-Ebene) löschen sich
gegenseitig aus. Wenn jedoch die Substanz oder das Gewebe einem
Magnetfeld (Anregungsfeld B1), das in der
x-y-Ebene und nahe der Larmorfrequenz liegt, ausgesetzt wird, kann
das resultierende ausgerichtete Moment in die x-y-Ebene rotieren
oder "gekippt" sein, um ein resultierendes
quer verlaufendes magnetisches Moment Mt zu
erzeugen, das in der x-y-Ebene mit der Larmorfrequenz rotiert oder kreiselt.
Der praktische Wert dieses Phänomens
liegt in dem Signal, das nachdem das Anregungssignal B1 beendet
ist durch die angeregten Spins emittiert wird. Es gibt eine große Breite
von Messsequenzen, in denen dieses Kernspinresonanz-Phänomen (nuclear magnetic
resonance: NMR) ausgenutzt wird.
-
Wenn
das NMR verwendet wird, um Bilder zu erzeugen, wird eine Technik
verwendet, um die NMR-Signale von dem spezifischen Ort in dem Objekt
zu erhalten. Typischerweise wird der Bereich, der bildgebend dargestellt
werden soll (Bereich von Interesse), mit einer Sequenz von NMR-Messzyklen
gescannt oder abgetastet, die entsprechend der besonderen verwendeten
Lokalisierungsverfahren variiert. Die resultierenden Sätze der
empfangenen NMR-Signale werden digitalisiert und bearbeitet, um
das Bild unter Verwendung einer oder mehrerer bekannten Rekonstruktionstechniken
zu rekonstruieren. Um einen derartigen Scan durchzuführen, ist
es selbstverständlich
notwendig, die NMR-Signale von dem spezifischen Ort in dem Objekt
auszulösen.
Dies ist begleitet durch die Verwendung von Magnetfeldern (G
x, G
y, G
z),
die dieselbe Richtung haben wie das polarisierende Feld B
0, aber die einen Gradienten entlang der
jeweiligen x, y und z-Achse aufweisen. Durch Steuern der Stärke dieser
Gradienten während
jedes NMR-Zyklus, kann die räumliche
Verteilung der Spin-Anregung gesteuert werden und der Ort der resultierenden
NMR-Signale kann identifiziert werden. Auf die
US-Patente 4,952,877 und
4,992,736 wird zur Diskussion der
MR-Bildgebungs-Komponenten (MRI-Komponenten) verwiesen.
-
Das
Konzept der Akquirierung der NMR-Bilddaten in einer kurzen Zeit
ist seit 1977 bekannt, als die Echoplanar-Impulsse quenzen von Peter
Mansfield vorgeschlagen wurden (J. Phys. C. 10: L55L58, 1977). Im
Gegensatz zu Standard-Impulssequenzen, erzeugt die Echoplanar-Impulssequenz
einen Satz von NMR-Signalen für
jeden HF-Anregungsimpuls. Diese NMR-Signale können separat so phasenkodiert
werden, dass ein gesamter Scan mit 64-k-Raum-Zeilen oder Ansichten
in einer einzigen Impulssequenz von 20 bis 100 Millisekunden Länge akquiriert
werden kann. Die Vorteile der Echoplanar-Bildgebung (echo planar
imaging: EPI) sind bekannt und eine Anzahl von Variationen bei dieser
Impulssequenz sind in den US-Patenten:
4,678,996 ,
4,733,188 ,
4,716,369 ,
4,355,282 ,
4,588,948 und
4,752,735 offenbart. Unglücklicherweise,
auch wenn im Stand der Technik schnelle Gradientensysteme verwendet
werden, hat die EPI-Impulssequenz Schwierigkeiten
mit von Wirbelströmen
abhängigen und
durch die Suszeptibilität
verursachten Bildstörungen.
-
Ein
Verfahren zur Erzeugung eines Bildes mit der MR-Bildgebung, das
im Allgemeinen dem Oberbegriff von Anspruch 1 entspricht, wird von
X. Wan et al. in „Reduktion
of Phase Error Ghosting Artifacts.....", Magn. Res. Med. 34, pp 632-638 (1995) beschrieben.
-
Eine
Variante des Echoplanar-Bildgebungsverfahrens ist die relaxationsverbesserte
Schnellerfassung (rapid acquisition relaxation enhanced: RARE),
die von J. Henning 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. Der wesentliche Unterschied zwischen der RARE-Sequenz und der EPI-Sequenz
liegt in der Art und Weise, mit der die Echo-Signale erzeugt werden.
Die RARE-Sequenz verwendet refokussierte HF-Echos, die mit einer Carr-Purcell-Meiboom-Gill(CPMG)-Sequenz
erzeugt werden, während
die EPI-Verfahren GREs (gradient recalled echoes: GRE) verwenden.
Diese schnelle Spin-Echo-Impulssequenz (fast spin echo: FSE) wird im
Allgemeinen als eine problemlose Technik zur Akquirierung von Vielfach-Ansichten
mit einer Anregung betrachtet. Diese sind beispielsweise weniger
empfindlich gegenüber
Inhomogenitäten
und Gradienten-Timing-Fehler als die Echoplanar-Bildgebung. Da der
Auslesegradient ferner immer Positiv ist, im Unterschied zur Echoplanar-Bildgebung,
ist die Gradientengenauigkeit weniger ein Problem.
-
Mit
der Schnelle-Spinecho-Impulssequenz gibt es jedoch mehrere kritische
Parameter, die, wenn diese nicht korrekt gesetzt werden, beträchtliche
Bildartefakte erzeugen können.
Diese beinhalten den Hochfrequenz(HF)-Impulsabstand und die Phasenbeziehungen
und ebenfalls die Flächen
der Auslesegradientenimpulse. Erstens ist es notwendig, dass die
Zeit zwischen den Zentren der HF-Anregungsimpulse und dem ersten
HF-Refokussierungsimpuls die Hälfte
der Zeit zwischen den Zentren den benachbarten refokussierenden
Impulsen beträgt. Zweitens
sollte der HF-Phasenwinkel zwischen der HF-Anregung und den HF-Fokussierungsimpulsen 90° betragen.
Auf diese Anforderungen bezogen ist die Tatsache, dass die Fläche des
Auslesegradientenimpulses zwischen der Anregung und dem ersten HF-Refokussierungsimpuls
gleich der Hälfte
der Fläche
des Auslesegradienten zwischen den aufeinander folgenden HF-Refokussierungsimpulsen
sein sollte.
-
Für die konventionelle
schnelle Spinecho-Bildgebung können
die vorstehend genannten kritischen Parameter in einer verhältnismäßig direkten
Art und Weise gesteuert werden. Es gibt eine Reihe von Bildgebungssituationen,
in denen der verlangte Grad der Phasensteuerung zwischen den HF-Impulsen
schwierig zu erreichen ist. Zwei solcher Situationen sind (a) diffusionsgewichtete
Bildgebung bei der große
Gradientenimpulse ver wendet werden und resultierende Wirbelströme häufiger auftreten
und (b) spektral-räumliche
Anregungen zur Fettunterdrückung,
bei denen eine genaue Phasensteuerung der Anregungsimpulse in der
Bildgebung außerhalb
des Isozentrums verlangt wird. Die Schwierigkeit wird gewöhnlich durch
die Anwesenheit der Wirbelströme verursacht,
die Gradientenfelder induzieren. Norris et al. schlagen in: "On the Application
of Ultra-fast RARE Experiments",
Magn. Reson. Med., 27, 142-164 (1992) ein Verfahren zur Steuerung
der HF-Phase in einer FSE-Impulssequenz vor, die die Separation
zweier kohärenter
Signalpfade einschließt,
und nur eines der kohärenten
NMR-Signale verwendet. Ein Problem mit diesem Ansatz ist die starke
Oszillation der NMR-Signalamplitude, die wenn sie inkorrekt ist,
ein schwerwiegendes Auftreten von Geistern, das im Rahmen der Erfindung
als gosting bezeichnet wird, in dem Bild verursacht. Eine ähnliche
Idee wurde von Shick in: "SPLICE:
Sub-second Diffusion-Sensitive MR-Imaging Using a Modified Fast
Spin Echo Acquisition Mode",
Magn. Reson. Med., 38, 638-644 (1997) vorgeschlagen, wobei die Amplitude
des Echosignals vergrößert ist.
Alsop offenbart in "Phase
Insensitive Preparation of Single-Shot RARE: Application to Diffusion
Imaging in Humans",
Magn. Reson. Med., 38, 527-533 (1997) ein Verfahren zur Reduzierung
der Oszillationen in diesen NMR-Echosignalen. Diese Verfahren verwenden Brech-Gradientenimpulse,
die eines der zwei NMR-Signalkomponenten unterdrücken, die in einer CPMG-Impulssequenz
normalerweise erzeugt werden. Es wird ebenfalls von Asolp gelehrt,
dass die Amplitude der verbleibenden Komponente relativ konstant
aufrechterhalten werden kann, unabhängig von Variationen in der
Phase, die durch die Vorbereitungssequenzen, wie beispielsweise
Diffusionsgewichtung oder spektral-räumliche Fettunterdrückung verursacht
sind. Die Unterdrückung
einer CPMG-Signalkomponente in diesen vorstehend genannten Verfahren
verringert die Amplitude des akquirierten NMR-Signals um die Hälfte.
-
Gemäß einem
ersten Aspekt der Erfindung wird ein Verfahren geschaffen zur Erzeugung
eines Bildes mit einer MR-Bildgebungsvorrichtung,
das die Schritte aufweist: (a) Erzeugen einer transversalen Magnetisierung
in einem interessierenden Bereich durch Erzeugen eines HF-Anregungsimpuls
bei einer Referenzphase; (b) Erzeugen einer Reihe von HF-Refokussierungsimpulsen
in wiederkehrenden Intervallen anschließend an Schritt (a), worin
die Serie von HE-Refokussierungsimpulsen eine erste Unterserie von
ungeradzahligen HF-Impulsen enthält, die
mit einer zweiten Unterserie von geradzahligen Impulsen abwechselt,
sodass die Serien von HF-Impulsen aufeinander folgende Paare ungeradzahliger und
geradzahliger HF-Refokussierungsimpulsen enthält; (c) Akquirieren eines ersten
Datensatzes von NMR-Echo-Signalen, die jeweils nach den ungeradzahligen
HF-Refokussierungsimpulsen auftreten und speichern der akquirierten
Daten in einem Sungeradzahlig k-Raum Datensatz;
(d) Akquirieren eines zweiten Datensatzes von NMR-Echo-Signalen, die
jeweils nach den geradzahligen HF-Refokussierungsimpulsen auftreten
und Speichern der akquirierten Daten in einem Sgeradzahlig k-Raum
Datensatz; und (e) Rekonstruieren eines Bildes durch Fouriertransformation
und Kombinieren beider k-Raum-Datensätze, dadurch gekennzeichnet,
dass: die Phase der aufeinander folgenden HF-Impulsen bezüglich der
Referenzphase um einen Betrag von Φ vorauseilt, die als Funktion
eines Sweepfaktors Δ und
des Quadrates eines Indexes i ansteigen, wobei der Index i die Anzahl
der korrespondierenden HF-Refokussierungsimpulse zählt und
der Sweepfaktor ein vorher ermittelter Winkel ist.
-
Gemäß einem
zweiten Aspekt der Erfindung wird eine MR-Bildgebungsvorrichtung
geschaffen, die aufweist: ein erstes Mittel zum Erzeugen eines polarisierenden
Magnetfeldes; ein zweites Mittel zum Erzeugen eines HF-Magnetfeldes;
ein drittes Mittel zum Erzeugen von Magnetfeldgradienten; ein Pulsgeneratormittel
zum Betreiben des ersten, des zweiten und des dritten Mittels, um
eine schnelle Spin-Echoimpulssequenz, in der eine Serie von HF-Refokussierungsimpulsen
in regelmäßigen Intervallen
erzeugt wird, und eine Serie von NMR-Echosignalen auf Grund eines
bildgebend darzustellenden Objekts erzeugt wird, worin der Pulsgenerator
der Phase von aufeinander folgenden HF-Refokussierungsimpulsen bezüglich einer
Referenzphase um einen Betrag von Φ vorauseilt, der als Funktion
von einem vorher ermittelten Winkel und dem Quadrat eines Indexes
i, der die Anzahl der zugehörigen HF-Refokussierungsimpulse
zählt,
anwächst,
und worin die Serie von NMR-Echosignalen eine erste Unterserie von
ungeradzahligen NMR-Echosignalen, die mit einer zweiten Unterserie
von geradzahligen NMR-Echosignalen abwechselt, enthält; Empfängermittel
zum Erfassen von NMR-Echosignalen und Speichern der ungeradzahligen
NMR-Echosignale in der Serie in einem ersten k-Raum-Datensatz und Speichern
der geradzahligen NMR-Echosignale in der Serie in einem zweiten
k-Raum-Datensatz vorgesehen sind; Rechenmittel zum Rekonstruieren
eines Ausgabebildes mittels Fouriertransformation und Kombinieren
des ersten und des zweiten k-Raum-Datensatzes vorgesehen sind.
-
Somit
betrifft die Erfindung anders ausgedrückt eine verbesserte schnelle
Spin-Echosequenz, und insbesondere eine schnelle Spin-Echosequenz, in
der die Phase der aufeinander folgende HF-Refokussierungsimpulse
durch einen Phasenwert Φ verschoben
ist, wobei zwei NMR-Echosignale ebenfalls bei jeder Ansicht mit
einem Empfänger
akquiriert werden, der eine Referenzphase aufweist, die ebenfalls
um den Phasenwert verschoben ist, und zwei NMR-Signale kombiniert
werden, um zwei separate NMR-Signalkomponenten, die durch die transversale Magnetisierung
erzeugt werden, abzudecken. Der Phasenwert Φ wird so gewählt, dass
die Amplitude der kombinierten NMR-Signalkomponenten relativ konstant ist,
nachdem ein anfänglicher
Satz von Echosignalen akquiriert ist.
-
Es
wurde entdeckt, dass beide NMR-Signalkomponenten, die während einer
FSE-MR-Bildgebungsakquisition erzeugt werden, akquiriert und kombiniert
werden können,
um ein relativ stabliles MR-Bildgebungssignal zu erzeugen. Dies
ist teilweise begleitet durch die Änderung der Phase der aufeinander
folgenden HF-Refokussierungsimpulse und der Referenzphase des MR-Bildgebungssystemempfängers durch
einen Phasenwert Φ.
In der bevorzugten Ausführungsform ändert sich
der Phasenwert Φ von
Echo zu Echo und ist gleich einem konstanten Sweepfaktor (Δ) mal einem
Echosignalindex (i) zum Quadrat: Φ = Δi2
-
Ein
weiterer Aspekt der Erfindung betrifft die Art und Weise mit der
jedes Paar der akquirierten NMR-Echosignale kombiniert wird. Ein
k-Raum-Datensatz wird durch Hinzufügen jedes Paares der akquirierten
NMR-Echosignale zusammen und ein zweiter k-Raum-Datensatz wird gebildet
durch Subtrahieren jedes Paares der akquirierten NMR-Echo-Signale.
Zwei Höhen
oder Größen-Bilder werden
aus den zwei k-Raum-Datensätzen
rekonstruiert und ein Ausgabebild wird unter Verwendung der Pixelgröße aus einem
rekonstruierten Bild als eine Realkomponente und der zugehörigen Pixelgröße aus dem
anderen Bild als eine Imaginärkomponente
des Pixelsignals des Ausgabebildes erzeugt.
-
Die
Erfindung wird jetzt genauer an hand von Beispielen in Bezug auf
die Zeichnung beschrieben, in der:
-
1 ein
Blockdiagramm einer MR-Bildgebungsvorrichtung ist, die die vorliegende
Erfindung verwendet;
-
2 ein
elektrisches Blockdiagramm des Empfängers ist, der einen Teil der
MR-Bildgebungssvorrichtung von 1 bildet;
-
3 eine
graphische Darstellung einer konventionellen schnellen Spinecho-Impulssequenz ist;
-
4 eine
graphische Darstellung der schnellen Spinecho-Impulssequenz ist, die die vorliegende
Erfindung verwendet; und
-
5 eine
bildhafte Darstellung des Verfahrens ist, das verwendet wird, um
ein Bild aus den akquirierten Daten zu unter Verwendung der Impulssequenz
von 4 erzeugen.
-
Das
NMR-Echosignal, das in einer FSE-Impulssequenz erzeugt wird, ist
aus zwei verschieden ausgeprägten
Signalen zusammengesetzt: eines, das in Phase mit transversalen
Magnetisierung des Originalspins verläuft; und einem zweiten Signal,
das in Phase invertiert bezogen auf die Originalspinmagnetisierung
ist. Mathematisch ausgedrückt
kann das NMR-Echosignal wie folgt ausgedrückt werden: S = D × M0 + C × M0*, (1)wobei
M0 die anfängliche transversale Magnetisierung
und M0* die Komplexkonjugierte dieser Magnetisierung
ist. Die Koeffi zienten D und C variieren von einem Echosignal zu
dem nächsten,
was Oszillationen in ihren Amplituden verursacht. In einer perfekten
FSE-Impulssequenz zielen zwei Koeffizienten jedoch auf denselben
konstanten Wert hin, sodass nachdem eine Anzahl der Anfangsechosignale
erzeugt wurden, das Signal S stabilisiert ist: D,
C → k/2
= konstant; und S = k × (M0 +
M0*)/2 = k × Mx.
-
Wenn
perfekte Bedingungen nicht erreicht werden, wie beispielsweise in
dem extremen Fall, bei dem die Anfangsmagnetisierung M0 entlang
y liegt, weist M0 in Gleichung (1) einen
reinen Imaginärteil
M0 = j × My
auf und das Signal beträgt: S = D × (j × My) +
C × (–j × My) =
(D – C) × (j × My) = (D – C) × M0
-
In
dieser Situation löschen
die zwei Signalkomponenten mit den Koeffizienten C und D einander
aus, wobei lediglich die Signalkomponente der Oszillation bleibt
zurück.
Der konstante Signalteil ist folglich Null und die resultierenden
Oszillationen in der Echoamplitude erzeugen Artefakte in dem rekonstruierten
Bild.
-
Eine
vorher verwendete Lösung
ist es, einfach eine der zwei FSE-Echosignalkomponenten zu unterdrücken. Dies
wird unter Verwendung eines Brechgradientenimpulses durchgeführt und
das Ergebnis ist eine Reduktion in der NMR-Signalamplitude: S = k × (M0 + 0)/2 = k × M0/2
-
Die
vorliegende Erfindung ist auf die Erkenntnis zurückzuführen, dass die Konstanten D
und C im Wert unterschiedlich oszillieren und dass diese Oszillation
die geradzahligen Echosignale und die ungeradzahligen Echosignale
in der FSE-Sequenz unterschiedlich beeinflusst. Für einen
perfekte 180° Refokussierungsimpulse
ist D alternativ eins bei geraden Echos und Null bei ungeraden Echos,
wobei C der komplementären
Oszillation folgt, und Null bei geraden Echos und eins bei ungeraden
Echos ist. Ein erster Aspekt der Akquisitionsstrategie ist es deshalb,
die Bilddatensätze
separat zu akquirieren, sowohl für
die geraden NMR-Echo-Signale (Sgeradzahlig), als
auch für
die ungeraden NMR-Echosignale (Sungeradzahlig).
-
Die
praktische Schwierigkeit ist die, dass perfekte 180° Refokussierungsimpulse
nicht immer erzeugt werden können
und der perfekte 90° Phasenshift
zwischen der HF-Anregung und der HF-Refokussierung nicht immer erreicht
werden kann. Als Konsequenz weisen die ungeradzahligen und die geradzahligen
Echosignale nicht nur große,
konstante C und D-Komponenten auf, sondern ebenfalls einige andere
Komponenten. Ein anderer Aspekt der vorliegenden Erfindung ist es,
die Variation in den Signalen Sungeradzahlig und
Sgeradzahlig von einem zum nächsten Echosignal
zu minimieren, indem die Phase der aufeinander folgenden HF-Refokussierungsimpulsen
in der Sequenz geändert
wird. Die optimalen Ergebnisse werden erreicht, wenn die Phase der
aufeinander folgenden HF-Refokussierungsimpulse um einen Betrag
vorangestellt werden, der proportional zu einem konstanten Sweepfaktor Δ mal einem
Index i zum Quadrat ist. Durch Vereinbarung kann der Index gleich
eins gesetzt werden für
den ersten HF-Impuls in der Sequenz und dieser wird für jeden
HF-Refokussierungsimpuls, der erzeugt wird, ersetzt.
-
Zuerst
Bezug nehmend auf 1, sind die Hauptkomponenten
einer bevorzugten MR-Bildgebungsvorrichtung gezeigt, die die vorliegende
Erfindung beinhaltet. Die Bedienung der Vorrichtung wird von einer
Bedienkonsole 100 aus gesteuert, die eine Tastatur und
eine Steuereinheit oder Steuerpult 102 und eine Bildschirm-
oder Darstellungseinrichtung 104 enthält. Die Konsole 100 kommuniziert über eine Verbindung 116 mit
einer separaten Rechnereinrichtung 107, die es einem Bediener
ermöglicht,
die Bilderzeugung zu steuern und die Bilder auf dem Bildschirm 104 darzustellen.
Die Rechnereinrichtung 107 enthält eine Anzahl von Modulen,
die miteinander über
eine Rückhandplatine
oder Backplane kommunizieren. Diese enthält ein Bildprozessormodul 106, ein
CPU-Modul 108 und ein Speichermodul 113, das als
Framebuffer zur Speicherung von Bilddatenarrays im Stand der Technik
bekannt ist. Die Rechnereinrichtung 107 ist mit einer Speicherplatte 111 und einem
Bandlaufwerk 112 verbunden, um die Bilddaten und Programme
zu speichern, und sie kommuniziert mittels einer seriellen Hochgeschwindigkeitsverbindung 115 mit
einer separaten Systemkonsole 122.
-
Die
Systemsteuerung 122 enthält einen Satz von Modulen,
die miteinander mittels der Backplane verbunden sind. Diese beinhalteten
ein CPU-Modul 119 und ein Pulsgeneratormodul 121,
das mit der Bedienkonsole 100 mittels einer seriellen Verbindung 125 verbunden
ist. Über
die Verbindung 125 empfängt
die Systemsteuerung 122 Befehle von dem Bediener, die die
auszuführende
Scan-Sequenz vorgeben. Das Pulsgeneratormodul 121 steuert
die Vorrichtungskomponenten, um die gewünschte Scan-Sequenz auszuführen und Daten zu erzeugen, die
das Timing, die Stärke
und die Gestalt der erzeugten HF-Impulse und das Timing und die
Länge des
Datenakquisitionsfensters betreffen. Das Pulsgeneratormodul 121 ist
mit einem Satz von Gradientenverstärkern 127 verbunden,
um das Timing und die Gestalt der Gradientenimpulse, die während des Scans
erzeugt werden, vorzugeben. Das Pulsgeneratormodul 121 empfängt ebenfalls
Patientendaten von einem physiologischen Akquisitionskontroller 129,
der Signale von einer Anzahl von verschiedenen Sensoren, die mit
dem Patienten verbunden sind, empfängt, wie beispielsweise EKG-Signale
von Elektroden oder Atmungssignale von der Lunge. Und letztendlich
ist das Pulsgeneratormodul 121 mit einer Scanraum-Schnittstellenschaltung 133 verbunden, die
Signale von verschiedenen Sensoren empfängt, die mit dem Zustand des
Patienten und des Magnetsystems zusammenhängen. Mittels der Scanraum-Schnittstellenschaltung 133 empfängt ein
Patientenpositioniersystem 134 Befehle, um den Patienten
an die gewünschte
Position zum Scannen zu lenken.
-
Die
durch das Pulsgeneratormodul 121 erzeugten Gradientensignalverläufe werden
an das Gradientenverstärkersystem 127 mit
Gx, Gy und Gz Verstärkern
angelegt. Jeder Gradientenverstärker regt
eine ihm zugeordnete physikalische Gradientenspule in einer allgemein
mit 139 bezeichneten Anordnung an, um die Magnetfeldgradienten
für die
räumliche
Kodierung der akquirierten Signale zu erzeugen. Die Gradientenspulenanordnung 139 bildet
einen Teil einer Magnetanordnung 141 die einen polarisierenden
Magneten 140 und eine Ganzkörper HF-Spule 152 enthält. Ein
Sende/Empfangs-Modul 150 in der Systemsteuerung 122 erzeugt
Impulse, die in einem HF-Verstärker 151 verstärkt und
mittels eines Sende/Empfangs-Schalters 154 mit einer HF-Spule 152 gekoppelt
werden. Die resultierenden Signale, die durch die angeregten Kerne
im Patienten emittiert werden, können
durch dieselbe HF-Spule 152 detektiert und gemessen werden
und mittels des Sende/Empfangs-Schalters 154 in den Vorverstärker 153 eingekoppelt
werden. Die verstärkten
NMR-Signale werden
in der Empfangseinheit des Sender/Empfänger-Moduls 150 demoduliert, gefiltert
und digitalisiert. Der Sen de/Empfangs-Schalter 154 wird von
einem Signal des Pulsgenerators 121 gesteuert, um während des
Sendemodus den HF-Verstärker 151 mit
der Spule 152 und während
des Empfangsmodus den Vorverstärkter 153 elektrisch
mit der Spule 152 zu verbinden. Der Sende/Empfangs-Schalters 154 ermöglicht es,
dass ebenfalls eine HF-Spule (beispielsweise eine Kopfspule oder
eine Körperspule),
verwendet wird, entweder im Empfangsmodus oder im Sendemodus.
-
Die
NMR-Signale, die durch die HF-Spule 152 aufgenommen werden,
werden digitalisiert, durch das Sende/Empfängermodul 150 empfangen und
auf ein Speichermodul 160 in der Systemsteuerung 122 transferiert.
Wenn der Scan beendet ist, und ein komplettes Datenarray in dem
Speichermodul 160 akquiriert worden ist, arbeitet ein Arrayprozessor 161,
um die Fouriertransformation der Daten in ein Array von Bilddaten
zu transformieren. Diese Bilddaten werden durch eine serielle Verbindung 115 in
die Computereinrichtung 107 übertragen, wo diese in einem
Plattenspeicher 111 gespeichert werden. Als Antwort auf
Befehle, die von der Bedienerkonsole 100 empfangen werden,
können
diese Bilddaten auf einem Bandlaufwerk 112 gespeichert
werden, oder diese können
durch den Bildprozessor 106 weiter bearbeitet und an die
Bedienerkonsole 100 weitergegeben werden und auf dem Display 104 dargestellt
werden.
-
Bezug
nehmend auf die 1 und 2 erzeugt
das Sende/Empfängermodul 150 das
HF-Anregungsfeld B1 mittels des Leistungsverstärkers 151 an
einer Spule 152A und empfängt die resultierenden Signale,
die in der Spule 152B enthalten sind. Wie vorstehend gezeigt,
können
die Spulen 152A und B separat oder getrennt ausgeführt sein,
wie dies in 2 gezeigt ist, oder diese können eine
einzige komplette Körperspule
sein, wie dies in 1 gezeigt ist. Die Basis oder
Trägerfrequenz
des HF-Anregungsfeldes wird unter der Kontrolle eines Frequenzsynthesizers 200 erzeugt,
der einen Satz von digitalen Signalen (CF) von dem CPU-Modul 119 und
dem Pulsgeneratormodul 121 empfängt. Diese digitalen Signale
zeigen die Fre quenz und die Phase des HF-Trägersignals an, das am Ausgang 201 erzeugt wird.
Der geforderte HF-Träger
wird an einen Modulator angelegt und ein Aufwärts-Wandler 202, wo
seine Amplitude als Antwort auf ein Signal R(t) moduliert wird,
welches ebenfalls von dem Pulsgenerator 121 empfangen wird.
Das Signal R(t) definiert die Umhüllende des HF-Anregungsimpulses,
der erzeugt wird und wird in dem Modul 121 durch sequentielles
Auslesen einer Folge von gespeicherten digitalen Werten erzeugt.
Diese gespeicherten digitalen Werte können wiederum von der Bedienerkonsole 100 aus
geändert
werden, um die Erzeugung irgendeiner gewünschten HF-Impulsumhüllung zu ermöglichen.
-
Die
Größe des HF-Anregungsimpulses,
der am Ausgang
205 erzeugt wird, wird durch eine Anregungsdämpfungsschaltung
oder Anregungsabschwächerschaltung
206 abgeschwächt oder
gedämpft,
die einen digitalen Befehl TA von der Backplane
118 empfängt. Die
gedämpften
HF-Anregungsimpulse werden dem Leistungsverstärker
151 zugeführt, der
die HF-Spule
152A steuert. Für eine ausführlichere Beschreibung dieses
Abschnitts der Sende/Empfangseinrichtung
122 wird auf die
US 4,952,877 verwiesen,
die hier als Referenz angeführt wird.
-
Bezug
nehmend auf die 1 und 2 wird das
NMR-Singal, das von dem Objekt erzeugt wird, von der Empfängerspule 152B aufgenommen und
durch den Vorverstärker 153 an
den Eingang eines Empfänger-Abschwächers 207 oder
einer Empfänger-Dämpfungseinrichtung 207 angelegt.
Der Empfänger-Abschwächer 207 verstärkt das
Signal weiter um einen Betrag, der durch ein von der Backplane 118 empfangenes
digitales Dämpfungssignal (RA)
bestimmt wird.
-
Das
empfangene Signal liegt bei oder um die Larmorfrequenz und dieses
Hochfrequenzsignal wird in einem Zwei-Stufen-Prozess mittels eines Abwärtskonverter 208 herunterkonvertiert,
der zuerst das NMR-Signal mit dem Trägersignal auf der Leitung 201 mischt
und dann das resultierende Differenzsignal mit dem 2.5 MHz Referenzsignal
auf der Leitung 204 mischt. Das abwärtskonvertierte NMR-Signal wird
an den Eingang eines Analog/Digital-Wandlers (A/D-Wandler) 209 angelegt,
der die analogen Signale aufnimmt und digitalisiert und diese an
einen digitalen Detektor und Signalprozessor 210 weitergibt, der
16 Bit-in-Phase-Werte (I) und 16 Bit-Quadratur-Werte (Q-Wert) erzeugt, die
zu dem empfangenen NMR-Signal gehören. Der resultierende Strom von
digitalisierten I und Q-Werten des empfangenen Signals werden durch
die Backplane 118 an das Speichermodul 160 ausgegeben,
wo diese verwendet werden, um ein Bild zu erzeugen.
-
Das
2.5 MHz-Referenzsignal sowie das 250 kHz Abtastsignal und die 5,
10 und 60 MHz Referenzsignale werden durch einen Referenzsignalgenerator
203 aus
einem gemeinsamen 20 MHz Mastertaktsignal erzeugt. Die Phase von
sowohl der HF-Impulse, die mittels des Sende/Empfänger-Moduls
150 erzeugt
werden, und die Phase des Referenzsignals, das verwendet wird, um
das empfangene NMR-Signal herunter zu konvertieren können sehr
genau gesteuert werden. Wie aus der nachfolgenden Beschreibung deutlich
werden wird, ist die Steuerung dieser HF-Phase ein bedeutender Teil
der schnellen Spinecho-Impulsessequenz der vorliegenden Erfindung.
Für eine
ausführlichere
Beschreibung des Sende/Empfängers
wird auf die
US 4,992,736 verwiesen,
die hierin als Referenz angeführt
ist.
-
Nachfolgend
Bezug nehmend auf 3 wird eine schnelle Spinecho-NMR-Impulssequenz
(fast spin echo NMR pulse sequenz), bekannt als eine 2DFT RARE-Sequenz
gezeigt. Aus Klarheitsgründen sind
nur vier Echosignale 301-304 in 3 gezeigt, aber
es kann angenommen werden, dass mehr erzeugt werden und in jedem
Shot oder Schuß akquiriert
werden. Diese NMR-Echosignale werden durch ein 90° HF-Anregungsimpuls 305 erzeugt,
der in Anwesenheit eines Gz-Schichtselektions-Gradientenimpulses 306 erzeugt
wird auf Grund von Spitzenmagnetisierung, und Bereitstellen einer
transversalen Magnetisierung in einer Schicht durch den Patienten. Diese
transversale Magnetisierung oder Quermagnetisierung wird durch jeden
selektiven 180°-HF-Refokusierungimpuls 307 zur
Erzeugung der NMR-Spinechosignal 301-304 refokussiert,
die in der Gegenwart von Gx-Auslesegradientenimpuls 308 akquiriert werden.
Jedes der Spinechosignale 301 bis 304 wird separat
durch die jeweiligen Gy-Phasenkodierungsimpulse 309 bis 313 phasenkodiert.
Die Größe jedes Phasenkodierungsimpulses
wird durch die Werte schrittweise geändert, um separate Ansichten
(beispielsweise 64, 128 oder 256) während des kompletten Scans
zu akquirieren.
-
Wie
im Stand der Technik dem Fachmann gut bekannt ist, wird die Phase
des HF-Refokussierungsimpulses 307 um 90°bezogen auf
die Phase der HF-Anregungsimpulses 306 verschoben, um die NMR-Spinechosignale
mit einer im Wesentlichen konstanten Amplitude (beispielsweise nur
an dem normalen T2-Abfall) zu akquirieren. Dies ist in 3 durch
den Zusatz "x" an dem 90°-HF-Anregungsimpuls 305 und
durch den Zusatz "y" an dem 180°-HF-Refokussierungsimpulen
180° verdeutlicht.
-
Wenn
die FSE-Impulssequenz in 3 verwendet wird, um einen Scan
durchzuführen,
ist ein zwei-dimensionales Array der k-Raumdaten akquiriert. Beispielsweise
werden 256 NMR-Echosignale akquiriert, jedes mit einer unterschiedlichen
Phasenkodierung und 256 Proben werden aus jedem NMR-Spinechosignal
akquiriert, um einen k-Raum-Datensatz mit 256 mal 256 Elementen
zu erzeugen. Die Bildrekonstruktion wird typischerweise durch einen
zwei-dimensionalen schnelle Fouriertranformation entlang der zwei
Achsen dieses Datensatzes durchgeführt und die Größe oder
Höhe des
Signals an jedem Bildpixelort ist dann berechnet.
-
Die
vorliegende Erfindung wird durchgeführt, indem die schnelle Spinecho-Impulssequenz
in einer Reihe von Wegen geändert
wird, um zwei k-Raum-Datensätze
zu akquirieren und dann ein einziges Ausgabebild aus diesen zwei
Datensätzen
zu rekonstruieren. Insbesondere Bezug nehmend auf 4 enthält die schnelle
Spinechoimpulssequenz in dem bevorzugten Ausführungsbeispiels einen HF-Anregungsimpuls 400,
der von einer Serie von HF-Refoukssierungsimpulsen 402 gefolgt
wird. Die Flip-Winkel sind bevorzugt jeweils 90° und 180°, es können jedoch auch andere Flipwinkel
verwendet werden. Die HF-Anregung ist dieselbe wie eine konventionelle
schnelle Spinecho-Impulssequenz
mit einem bedeutenden Unterschied, dass die Phase der HF-Anregung
in sehr genauer Art und Weise im Laufe der Sequenz verändert wird.
Insbesondere liegt die HF-Phase bei einem Betrag Φ für jede HF-Anregung, wobei Φ quadratisch
entsprechend der folgenden Formel anwächst: Φ = Δ i2 wobei Δ ein Sweepfaktor und i ein Index
ist. Der Index i definiert das reguläre Intervall, während der Sweepfaktor
ein vorherbestimmter Winkel ist.
-
Wie
dies in 4 gezeigt ist, definiert der
Index i die Zeitperioden während
der Impulssequenz. Während
der ersten Zeitperiode (i = 0) wird der HF-Anregungsimpuls 400 an
einer Referenzphase ohne Phasenverschiebung erzeugt. Jede aufeinander
folgende Zeitperiode (i = 1, 2, 3, n) enthält einen HF-Refokussierungsimpuls 402,
der eine Phase aufweist, die um einen Betrag Φ von der Referenzphase verschoben
ist. In der bevorzugten Ausführungsform ist
der Sweepfaktor Δ zu
(10/49) Radian oder 73.47° gesetzt.
-
Wie
bei der konventionellen FSE-Impulssequenz, wird die HF-Anregung in Gegenwart
eines Schichtselektionsgradienten durchgeführt, um Spins in einer Schicht
des Objektes anzuregen und zu refokussieren. Der Schichtselektionsgradientenimpuls 406 und
der Rephasierungsgradient 408 arbeiten mit dem HF-Anregungsimpuls 400 zusammen,
um die Quermagnetisierung in der ausgewählten Schicht zu erzeugen,
und der Schichtselektionsgradientenimpuls 410 arbeitet
mit dem jeweiligen Refokussierungsimpuls 402 zusammen,
um die Quermagnetisierung in der ausgewählten Schicht zu invertieren.
-
Die
Rfokussierungsimpulse 402 erzeugen jeder ein zugehöriges NMR-Echosignal 404,
das in der Gegenwart von einem Auslesegradient 414 akquiriert wird.
Die NMR-Echosignale 404 sind zwischen dem Refokussierungsimpuls 402 zentriert
und jeder ist in derselben Zeitperiode i wie der vorherige HF-Refokussierungsimpuls 402 lokalisiert.
Die Empfänger-Referenzphase
ist während
jeder Empfangsperiode so gesetzt, dass die Emissionsachse des HF-Impulses
bei einer Periode i die Empfangsphasenachse bei der Periode i – 1 und
die Empfangsphasenachse bei der Periode i schneidet, mit der Konvention,
dass die Empfangsphasenachse während
der Periode i = 0 (HF-Anregungsimpuls 400) gleich Null
ist. Wie bei einer konventionellen FSE-Impulssequenz weist der Auslesegradient
einen Dephasierungsimpuls 412 auf, der angelegt wird, vor
dem ersten HF-Refokussierungsimpuls 402,
und eine Serie von Auslesegradientenimpulsen 414 wird gleichzeitig
bezogen auf die jeweiligen NMR-Echosignale 404 angelegt.
Die Amplitude des Dephasie rungsgradientenimpulses 412 ist
genau halb so groß wie
die des Auslesegradientenimpulses 414.
-
Ein
Phasenkodierungsgradient wird durch eine Serie von Werten schrittweise
angelegt, um eine zugehörige
Serie von Ansichten zu akquirieren. Im Unterschied zu der konventionellen
FSE-Impulssequenz
werden jedoch zwei NMR-Echosignale akquiriert bei jeder Phasenkodierung – ein ungerades Echosignal
und ein gerades Echosignal. Wie dies in 4 gezeigt
ist, wird derselbe Phasenkodierungsimpuls 416 vor den jeweiligen
ersten und zweiten NMR-Echosignalen 404 angelegt, ein verschiedener Phasenkodierungsimpuls 418 wird
vor den nächsten zwei
NMR-Echosignalen 404 angelegt
und ein dritter Wert wird durch den Phasenkodierungsimpuls 420 vor
den nächsten
zwei NMR-Echosignalen 404 angelegt. Konsequenterweise wird
ein "gerade"-Echosignal 404 an
jeden Phasenkodierungswert, der während des Scans verwendet wird,
angelegt und zugehörige "ungerade"-Echosignale 404 werden akquiriert.
Diese zwei Sätze
von akquirierten NMR-Echosignalen 404 bilden die k-Raumdatensätze Sungerade und Sgerade . Wie im Stand der Technik wohlbekannt ist, werden
zugehörige
Rewinder-Gradientenimpulse 422 (refokussierende Gradientenimpulse
in Phasenkodierungsrichtung) nach jedem Echosignal 404 akquiriert.
-
Ein
kompletter Scan kann mit einer einzigen Impulssequenz durchgeführt werden
oder die k-Raum-Datensätze
Sungerade und Sgerade können in
einer Serie von Impulssequenzen akquiriert werden. Wenn die Daten
in separaten "Shots" akquiriert werden,
wird dieselbe Impulssequenz für
jeden Shot verwendet, aber die Phasenkodierung wird geändert, um
unterschiedliche Ansichten zu akquirieren. Beispielsweise können 64
Ansichten akquiriert werden für
jeden Datensatz Sungerade und Sgerade mit
4 Shots, wobei jeder sechzehn ungerade Echosignale und sechzehn gerade
Echosignale verwendet. In der bevorzugten Ausführungsform wird nur die Hälfte des k-Raumes
abgetastet und aufgenommen.
-
Insbesondere
Bezug nehmend auf 5, wird ein Ausgabebild durch
die Computereinrichtung 107 rekonstruiert, nachdem der
Scan vollständig
ist und die zwei k-Raum-Datensätze
Sungerade und Sgerade gespeichert
sind. Die zugehörigen
I und Q-Werte jedes Elementes in den zweidimensionalen k-Raumsätzen 500 und 502 werden
zusammen aufaddiert, wie dies im Prozessblock 504 gezeigt
ist, und eine zweidimensionale schnelle Fouriertransformation wird
auf einen resultierenden Summen-k-Raum-Datensatz angewendet, wie
dies in dem Prozessblock 506 gezeigt ist. Ein Magnitudenbild
oder Größen-Bild (M+) wird in dem Prozessblock 508 durch
Berechnen der Quadratwurzel der Summe der Quadrate der I und Q-Werte
in dem resultierenden Bild erstellt.
-
Ein
zweites Magnitudenbild oder Größenbild (M–)
wird ebenfalls aus den akquirierten k-Raum-Datensätzen 500 und 502 erzeugt.
Wie dies in Prozessblock 510 angezeigt ist, ist der erste
Schritt die Subtraktion der zugehörigen I und Q-Werte in jedem
Element der k-Raum-Datensätze 500 und 502,
um einen Differenz-k-Raum-Datensatz zu erzeugen. Eine zweidimensionale
schnelle Fouriertransformation wird auf diesen Differenz-k-Raum-Datensatz angewendet,
wie dies in Prozessblock 512 gezeigt ist, und ein Größen-Bild
M– wird
in dem Prozessblock 514 aus den I und Q-Werten in dem resultierenden
Differenzbild berechnet.
-
Das
Ausgabebild wird erzeugt durch Kombinieren der Summen- und der Differenz-Bilder
M+ und M–.
Wie dies in Prozessblock 516 gezeigt ist, wird dies durch
Mappen der Größenwerte
in dem Bild M+ mit den zugehörigen realen
Elementen (I) in dem Ausgabebild (O) durchgeführt und durch Mappen der Größenwerte
in dem Bild M– mit
den zugehörigen imaginären Elementen
(Q) in dem Ausgabebild (O). Das resultierende Ausgabebild (O) ist
ein Array von komplexen Werten, die die NMR-Signalintensität und die
Phase an jedem Voxel in der ausgewählten Schicht anzeigen. Wie
dies in dem Prozessblock 518 gezeigt ist, kann ein Größenbild
aus den I- und Q-Werten an jedem Bildvoxel berechnet werden und verwendet
werden, um die Helligkeit des zugehörigen Bildpixels zu steuern.