DE19612217C1 - Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät mit einer zeitlich konstanten Inhomogenität des Grundmagnetfeldes - Google Patents

Description

Kernspintomographie wird üblicherweise in Magnetfeldern mit hohem Homogenitätsgrad durchgeführt, da sonst bei herkömmli­ chen Pulssequenzen räumliche Verzerrungen des Objektes auf­ treten. Es ist jedoch aufwendig, Magnete mit der üblicherwei­ se geforderten Homogenität herzustellen. Insbesondere gelingt dies bei Helmholtzanordnungen, wie sie z. B. für supraleitende Magnete üblich sind, nur bei einer bestimmten Mindestlänge des Magneten. Bei Polschuhmagneten darf das Verhältnis Pol­ schuhfläche zu Polschuhabstand einen bestimmten Wert nicht unterschreiten. Die geforderte Baulänge bzw. Polschuhfläche bedingt nicht nur einen hohen Aufwand, sondern führt auch zu einer Einschränkung der Zugänglichkeit und bei rohrförmigen Magneten außerdem zu verstärkten Klaustrophobieproblemen. Für interventionelle Kernspintomographie ist die Zugänglichkeit zum Patienten ein essentieller Faktor.

Sowohl unter Kostengesichtspunkten als auch in Hinblick auf interventionelle Anwendungen werden daher Bildgebungsverfah­ ren gesucht, die auch bei größeren Magnetfeldinhomogenitäten zu brauchbaren Ergebnissen führen. Dabei treten Probleme so­ wohl in der Anrege- als auch in der Auslesephase auf. Es gibt eine Reihe von Lösungen, die mit einem Auslesegradienten ver­ bundenen Bildverzerrungen zu vermeiden. Lediglich beispiel­ haft sei das "Single-Point"-Bildgebungsverfahren genannt, wie es unter anderem in den SMRM abstracts 1993, Seite 1215f be­ schrieben ist. Ein derartiges Verfahren ermöglicht eine Bild­ gebung im inhomogenen Feld, indem der Auslesegradient durch Phasenkodierschritte ersetzt wird. Weitere Pulssequenzen zur Bildgebung im inhomogenen Feld sind beispielsweise in den deutschen Patentanmeldungen DE 44 35 104 A1 be­ schrieben. In der deutschen Patentanmeldung DE 195 11 835 A1 ist eine Pulssequenz beschrieben, die speziell für einen Magneten mit einer vorgegebenen, zeitlich konstanten Inhomogenität in einer ersten Raumrichtung geeignet ist, wobei die Inhomogeni­ tät zumindest in der Richtung des Auslesegradienten wesent­ lich geringer ist. Ein Magnet, bei dem man eine wesentliche Inhomogenität in einer Raumrichtung zuläßt, ist wesentlich einfacher aufzubauen als herkömmliche Magnete mit hohen Homo­ genitätsanforderungen in allen Raumrichtungen.

Wie oben bereits angeführt, besteht aber bei inhomogenen Fel­ dern nicht nur ein Problem in der Auslesephase, sondern auch in der Anregephase. Bisher wurden im allgemeinen amplituden­ modulierte Anregepulse angewandt, und zwar ein sogenannter sinc-Puls, wie er in Fig. 1 dargestellt ist. Fig. 2 zeigt das gewünschte rechteckförmige Frequenzprofil. Das Frequenz­ spektrum soll in einem Frequenzbereich zwischen -f₀ und f₀ einen konstanten Betrag A, außerhalb dieses Frequenzbereichs den Wert 0 aufweisen. Der zugehörige sinc-Puls muß dann eine Amplitude 2 _* A _* f₀ aufweisen. Ferner besteht ein reziproker Zusammenhang zwischen der Bandbreite und der Pulsdauer.

Bei vorgegebener Schichtdicke ist die erforderliche Bandbrei­ te des Anrege-Hochfrequenzpulses zum anliegenden Magnetfeld­ gradienten proportional. Der Magnetfeldgradient ist im be­ trachteten Fall durch die Inhomogenität gegeben. Wenn eine sehr starke Inhomogenität vorliegt, benötigt man also eine große Bandbreite des Anrege-Hochfrequenzpulses. Aufgrund des oben erläuterten Zusammenhangs bedeutet dies, daß der sinc-Puls sehr schmal werden muß. Da der erreichte Flipwinkel zum Zeitintegral des sinc-Pulses proportional ist, bedingt dies, daß die Amplitude des sinc-Pulses entsprechend erhöht werden muß. Durch Hardwarekomponenten ist sie auf die maximale Hoch­ frequenz-Spitzenleistung begrenzt. Mit den konventionellen amplitudenmodulierten Hochfrequenzpulsen können daher bei größeren Inhomogenitäten aufgrund der begrenzten Bandbreite nur sehr dünne Schichten angeregt werden. Mit einer einzelnen Aufnahme kann man also nur sehr dünne Schichten erfassen. Au­ ßerdem erhält man kein ausreichendes Signal mehr, wenn die angeregten Schichten zu dünn werden.

Das dargestellte Problem kann durch die Anwendung frequenzmo­ dulierter Anrege-Hochfrequenzpulse gelöst werden. Solche frequenzmodulierten Anrege-Hochfrequenzpulse sind beispielsweise in den Literaturstellen D. Kunz, Frequency-Modulated Radio­ frequency Pulses in Spin-Echo and Stimulated Echo Experi­ ments, Magn. Reson. Med. 4, 129-136 (1987) und D. Kunz, Use of Frequency-Modulated Radiofrequency Pulses in MR Imaging Experiments, Magn. Reson. Med. 3, 377-384 (1986) beschrieben. Frequenzmodulierte Anrege-Hochfrequenzpulse, die auch als "Chirp"-Pulse bezeichnet werden, besitzen jedoch gegenüber den amplitudenmodulierten Pulsen eine nichtlineare Beziehung zwischen der Hochfrequenzamplitude und dem Flipwinkel. Diese nichtlineare Beziehung ist auch dafür verantwortlich, daß Chirp-Pulse eine höhere spezifische Hochfrequenzabsorption (SAR, Specific Absorption Rate) verursachen als amplitudenmo­ dulierte Pulse mit gleichem Flipwinkel und gleicher Bandbrei­ te. Für einen Flipwinkel von α = 180° ist die SAR für einen Chirp-Puls etwa doppelt so hoch wie für den entsprechenden amplitudenmodulierten Puls. Da die Hochfrequenzbelastung für den Patienten begrenzt werden muß, ist bei Anwendung fre­ quenzmodulierter Hochfrequenzpulse die Repetitionsrate, ins­ besondere bei großen Flipwinkeln, beschränkt.

Aufgabe der Erfindung ist es daher, eine Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät derart auszugestalten, daß in stark inhomogenen Grundmagnetfeldern bzw. unter starken Magnetfeld­ gradienten eine Schichtanregung mit ausreichender Schichtdicke möglich ist.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Anspruchs 1. Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispie­ len nach den Fig. 3 bis 9 näher erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 3 eine offene Magnetanordnung, wie sie z. B. für die Anwendung des Verfahrens geeignet ist,

Fig. 4 die Abfolge von Hochfrequenzpulsen nach dem erfin­ dungsgemäßen Verfahren,

Fig. 5 die jeweiligen Bandbreiten der Hochfrequenzpulse,

Fig. 6-9 schematisch eine vollständige Pulssequenz als Anwendungsbeispiel für das Verfahren.

In Fig. 3 ist schematisch ein besonders einfaches Magnetde­ sign dargestellt, für das sich das erfindungsgemäße Verfahren eignet. Das Magnetsystem steht auf einem Sockel 1 und weist lediglich einen Polschuh 2 auf. Der magnetische Antrieb er­ folgt im Ausführungsbeispiel nach Fig. 1 durch eine normal­ leitende Magnetspule 5, er kann jedoch auch als Permanentma­ gnet ausgeführt werden. Im Bereich des Polschuhs 2 sind Gra­ dientenspulensätze 7 und Hochfrequenzantennen 4 angebracht. Im Gegensatz zu herkömmlichen Anordnungen, wo drei Gradien­ tenspulensätze für drei senkrecht aufeinanderstehende Raum­ richtungen erforderlich sind, sind hier nur zwei Gradienten­ spulensätze für zwei Raumrichtungen vorgesehen, was im fol­ genden noch verdeutlicht wird. Die Hochfrequenzantenne 4 dient im Ausführungsbeispiel sowohl zum Senden als auch zum Empfangen von Signalen. Im Magneten ist ein Untersuchungsob­ jekt 6 positioniert. Die dargestellte Konstruktion entspricht in einigen Teilen einem Magnetsystem, wie es im US-Patent 5,200,701 näher erläutert ist, jedoch mit dem wesentlichen Unterschied, daß nur ein Polschuh und nur zwei Gradientenspu­ lensätze vorhanden sind.

Die Magnetspule 5 wird von einer Magnetstromversorgung 8 ge­ speist und die Gradientenspulensätze 7 von einer Gradienten­ stromversorgung 9. Die Antenne 4 ist mit einer Hochfrequenz­ einheit 10 verbunden. Aus den von der Hochfrequenzeinheit ge­ wonnenen Signalen wird durch einen Bildrechner 12 ein Bild rekonstruiert, das auf einem Monitor 13 abgebildet wird. Die Magnetstromversorgung 8, die Gradientenstromversorgung 9, die Hochfrequenzeinheit 10 und der Bildrechner 12 werden von ei­ nem Steuerrechner 11 gesteuert.

Bei dieser Konstruktion ergibt sich im Bereich des Untersu­ chungsobjekts 6 zwangsläufig ein relativ starker Magnetfeld­ gradient senkrecht zum Polschuh 2, also in z-Richtung gemäß dem Koordinatensystem x3 nach Fig. 1. Der Verlauf dieses Gradienten kann allerdings genau berechnet werden. Bei ent­ sprechender Auslegung des Magnetsystems kann in den zur z-Richtung senkrechten Richtungen x und y eine verhältnismäßig gute Homogenität erzielt werden.

Der Magnet nach Fig. 3 stellt ein Beispiel für ein sogenann­ tes z1-Design dar, wie es für die Anwendung der hier be­ schriebenen Pulssequenz besonders geeignet ist. Das z1-Design ist gekennzeichnet durch ein stark linear steigendes Grund­ feld entlang der z-Richtung. Die Inhomogenität in den beiden anderen Raumrichtung ist - abhängig vom speziellen Design - wesentlich geringer und nur für diese Richtungen werden Gra­ dientenspulen benötigt. Die Anordnung mit nur einem Polschuh hat den Vorteil, daß der Patient bei der Untersuchung und für eventuelle interventionelle Anwendungen völlig ungehindert zugänglich ist.

Die nachfolgend beschriebene Pulssequenz funktioniert jedoch prinzipiell bei beliebigen Inhomogenitäten, wobei jedoch die aus dem bisherigen bildgebenden Verfahren bekannten zusätzli­ chen Probleme entstehen, z. B. Mehrdeutigkeiten bei der Schichtselektion (gekrümmte Schichten und Schichtdickenvaria­ tionen).

Fig. 4 zeigt ein Ausführungsbeispiel, wie amplitudenmodu­ lierte Hochfrequenzpulse entsprechend der Erfindung ausge­ staltet werden können. Dabei werden im zeitlichen Abstand τ N Anrege-Hochfrequenzpulse HFa1-HFaN eingestrahlt. Die ein­ zelnen Anrege-Hochfrequenzpulse sind als sinc-Pulse ausge­ führt und weisen unterschiedliche, aneinander anschließende Bandbreiten (ω1 ± Δω1) bis (ωN ± ΔωN) auf. Beispielsweise ist der erste Anrege-Hochfrequenzpuls HFa1 mit dem Flipwinkel α1 mit der Frequenz ω1 moduliert und deckt die Bandbreite ω1 ± Δω1 ab. Der zweite Anrege-Hochfrequenzpuls HFa2 weist ebenfalls einen Flipwinkel α1 auf, er wird mit zeitlichem Versatz τ gesendet, ist mit der Frequenz ω2 moduliert und deckt eine Bandbreite ω2 ± Δω2 ab. Um keine Lücke im Fre­ quenzband entstehen zu lassen, gilt ω1 + Δω1 = ω2 - Δω2. Entsprechendes gilt für alle nachfolgenden Anrege-Hochfre­ quenzpulse.

Mit diesen Anrege-Hochfrequenzpulsen resultiert eine gesamte Bandbreite bei der Anregung, die der Summe der Bandbreiten der einzelnen Anrege-Hochfrequenzpulse entspricht. Dies ist in Fig. 5 schematisch dargestellt. Damit wird eine Schicht­ dicke angeregt, die durch den während der Anregung wirksamen Magnetfeldgradienten (bzw. der Magnetfeldinhomogenität) und der Summe der Bandbreiten der einzelnen Anrege-Hochfrequenz­ pulse vorgegeben ist.

Auf die Anregung folgen N Refokussierungs-Hochfrequenzpulse HFr1-HFrN. Diese weisen zueinander einen zeitlichen Versatz auf, der halb so groß wie bei der Anregung ist, also τ/2. Die Modulationsfrequenz ωn und die Bandbreite ± Δωn des jeweili­ gen Refokussierungs-Hochfrequenzpulses HFrn entspricht den jeweiligen Werten des zugeordneten Anrege-Hochfrequenzpulses HFan. Die Flipwinkel der Refokussierungs-Hochfrequenzpulse HFr betragen α2.

Jeder Anrege-Hochfrequenzpuls HFan erzeugt in Verbindung mit dem zugeordneten Refokussierungs-Hochfrequenzpuls HFrn ein Spin-Echo-Signal S. Durch die dargestellte zeitliche Korrela­ tion von Anrege-Hochfrequenzpulsen HFan und Refokussierungs-Hochfrequenzpulsen HFrn wird erreicht, daß alle auf diese Weise erzeugten Spin-Echo-Signale zeitlich zu einem einzigen Spin-Echo-Signal S zusammenfallen.

Mit der dargestellten Pulssequenz gelingt es also, bei ampli­ tudenmodulierten Hochfrequenzpulsen den Effekt einer breit­ bandigen Anregung zu erzielen, ohne daß der einzelne Hochfre­ quenzpuls eine extrem große Bandbreite aufweisen muß, was zu den eingangs erläuterten Problemen führen würde. Durch die resultierende große Bandbreite können auch in starken Magnet­ feldgradienten ausreichend dicke Schichten angeregt werden.

Eine maximale Signalamplitude des Spin-Echo-Signals erhält man, wenn man den Flipwinkel α1 der Anrege-Hochfrequenzpulse HFa = 90° und den Flipwinkel α2 der Refokussierungs-Hochfre­ quenzpulse HFr = 180° wählt. In stark inhomogenen Feldern kann es aber sinnvoll sein, die Flipwinkel etwas kleiner zu wäh­ len, um die benötigte Hochfrequenz-Spitzenleistung, die aus den eingangs genannten Gründen die Bandbreite des einzelnen Hochfrequenzpulses limitiert, weiter zu reduzieren. Damit kann der einzelne Hochfrequenzpuls eine größere Bandbreite aufweisen, so daß die benötigte Gesamtzahl von Hochfrequenz­ pulsen reduziert wird.

Die einzelnen Hochfrequenzpulse, insbesondere die Refokussie­ rungs-Hochfrequenzpulse HFr können leicht überlappend addiert werden, um die gesamte Pulsdauer der zusammengesetzten Hoch­ frequenzpulse für Anregung und Refokussierung zu verkürzen. Dies ermöglicht kürzere Echo-Zeiten oder kann zu einer Erhö­ hung der Anzahl N der Pulse genutzt werden, um eine größere Gesamtbandbreite zu realisieren. Bei der Überdeckung der Hochfrequenzpulse muß berücksichtigt werden, daß die Hauptma­ xima der zu überdeckenden N Hochfrequenzpulse noch hinrei­ chend getrennt sind. Im Grenzfall der vollständigen Überdeckung erhält man einen N-fach schmäleren sinc-Hochfrequenzpuls mit N-facher Amplitude. Dies entspricht dem herkömmlichen Fall, bei dem die gegebene Bandbreite mit einem einzelnen sinc-förmigen Hochfrequenzpuls angeregt wird.

In den Fig. 6-9 ist als Ausführungsbeispiel der Erfin­ dung eine vollständige Pulssequenz mit der oben erläuterten Anregung dargestellt. Dabei symbolisiert der permanente Gra­ dient Gz in z-Richtung die lineare Grundfeld-Inhomogenität, die sowohl bei der Anregung als auch beim Auslesen des Spin- Echo-Signals S wirksam ist. Vor dem Auslesen wird das Kernre­ sonanzsignal in herkömmlicher Weise durch Gradienten in y-Richtung (Gy) bzw. x-Richtung (Gx) phasencodiert.

Für die Auslesephase sind in den Fig. 6-9 zwei Möglich­ keiten dargestellt. Wenn der permanente Gradient Gz hinrei­ chend linear ist, kann er als Auslesegradient verwendet wer­ den. In diesem Fall wird das gesamte Spin-Echo-Signal S wäh­ rend einer Zeitspanne, die in Fig. 6 mit "ADC on" bezeichnet ist, abgetastet. Die abgetasteten Werte werden digitalisiert und die so gewonnenen m Werte in eine Zeile einer Rohdatenma­ trix eingetragen. Die dargestellte Pulssequenz wird mit n un­ terschiedlichen Werten des Phasencodiergradienten Gy und mit o unterschiedlichen Werten des Phasencodiergradienten Gx wie­ derholt, so daß man insgesamt eine dreidimensionale Rohdaten­ matrix mit m_*n_*o Werten erhält. Aus dieser Rohdatenmatrix kann in herkömmlicher Weise durch dreidimensionale Fourier­ transformation ein dreidimensionaler Bilddatensatz gewonnen werden. Durch den während der Auslesephase wirksamen Gradien­ ten Gz erfolgt also noch eine Ortsauflösung innerhalb der an­ geregten Schicht, so daß man eigentlich ein dreidimensionales Volumen anregt, aus dem ein dreidimensionaler Bilddatensatz gewonnen wird.

Wenn der permanente Gradient Gz nicht linear ist, würde man mit dem oben genannten Verfahren entsprechende Bildverzerrun­ gen in z-Richtung bekommen. Dies läßt sich vermeiden, wenn man die eingangs bereits genannte Single-Point-Technik anwen­ det. Dabei wird das Spin-Echo-Signal S nur an einem einzelnen Punkt, der in Fig. 6 mit SP bezeichnet ist, abgetastet. Je Pulssequenz erhält man also nur einen einzelnen Meßpunkt im Rohdatenraum. Durch m-fache Wiederholung der Sequenz mit un­ terschiedlichen Phasencodiergradienten Gy und n-fache Wieder­ holung der Sequenz mit unterschiedlichen Phasencodiergradien­ ten Gx erhält man nach m_*n Pulssequenzen eine zweidimensiona­ le m_*n Rohdatenmatrix, aus der wiederum durch zweidimensiona­ le Fouriertransformation eine zweidimensionale Bilddatenma­ trix gewonnen werden kann. Bei diesem Verfahren erfolgt keine Ortsauflösung in z-Richtung, dafür ist es aber unempfindlich gegen Nichtlinearitäten des Magnetfeldgradienten G_z.

Mit der oben dargestellten Sequenz, die auch mit dem Akronym "SELFI" (Spin Echo for Large Field Inhomogeneities) bezeich­ net wird, ist es somit möglich, ausreichende Schichtdicken auch in großen Inhomogenitäten anzuregen. Mit einzelnen amplitudenmodulierten Pulsen in einer Spin-Echo-Sequenz wäre dies nicht möglich, da die durch die Hardwarekomponenten ei­ ner MR-Anlage vorgegebene maximale Hochfrequenz-Spitzenlei­ stung eine untere Schranke für die Hochfrequenzpulsdauer und damit eine obere Grenze der erreichbaren Bandbreite bestimmt. Damit ist auch eine obere Grenze für die Inhomogenität gege­ ben, die mit einem einzelnen amplitudenmodulierten Puls über­ deckt werden kann. Mit der angegebenen Methode läßt sich die­ se Grenze ohne Hardwareerweiterungen überschreiten. Gegenüber frequenzmodulierten Pulsen, die ohne weiteres breitbandiger ausgeführt werden könnten, hat die hier vorgeschlagene Metho­ de den Vorteil, daß die Flipwinkel der verwendeten Pulse li­ near von der Stärke des Grundmagnetfeldes abhängen. Die Spe­ cific Absorbtion Rate (SAR), d. h. die Hochfrequenzbelastung des Patienten ist gegenüber frequenzmodulierten Pulsen redu­ ziert. Dies ist nicht zuletzt in stark inhomogenen Feldern wichtig, da dort höhere SAR-Werte erreicht werden als in kon­ ventionellen, homogenen Magnetfeldern. Ein weiterer Vorteil der hier vorgestellten Pulssequenz liegt in der leichten Im­ plementierung, da auf konventionelle HF-Pulsformen zurückge­ griffen werden kann.

Claims (10)

1. Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät mit folgenden Schritten:

• a) Auf ein Untersuchungsobjekt (6) werden unter Einwirkung eines permanenten Magnetfeldgradienten (Gz) in einer ersten Richtung (z) N im Zeitabstand T beabstandete Anrege-Hochfrequenz­ pulse (HFa) eingestrahlt, wobei die Anrege-Hochfrequenz­ pulse (HFa) unterschiedliche, aneinander angrenzende Fre­ quenzbänder (ω_n ± Δω_n) aufweisen, wobei N 2.
• b) Nach einer Zeitspanne t nach dem letzten Anrege-Hochfre­ quenzpuls (HFaN) werden unter Einwirkung des Magnetfeld­ gradienten N im Zeitabstand τ/2 beabstandete Refokus­ sierungs-Hochfrequenzpulse (HFr) eingestrahlt, wobei der n-te Anrege-Hochfrequenzpuls (HFan) und der n-te Refokus­ sierungs-Hochfrequenzpuls (HFrn) im wesentlichen überein­ stimmende Frequenzbänder aufweisen.
• c) Ein entstehendes Spin-Echo-Signal (S), das Signalbeiträge aus allen Hochfrequenz-Anregepulsen (Hfa) enthält, wird ausgelesen.

2. Pulssequenz nach Anspruch 1, wobei sich die Refokussie­ rungs-Hochfrequenzpulse (HFr) zeitlich teilweise überlappen.

3. Pulssequenz nach Anspruch 2, wobei sich auch die Anre­ gngs-Hochfrequenzpulse (HFa) zeitlich teilweise überlappen.

4. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die Anregungs-Hochfrequenzpulse (HFa) einen Flipwinkel (α1) von näherungsweise 90° aufweisen.

5. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei die Refokussierungs-Hochfrequenzpulse (HFr) einen Flipwinkel (α2) von näherungsweise 180° aufweisen.

6. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei der Magnetfeldgradient (Gz) durch eine Grundfeldinhomogenität entsteht.

7. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei vor dem Spin-Echo-Signal (S) ein Phasencodiergradient (Gx) in ei­ ner zur ersten Richtung (z) senkrechten Richtung (x) einge­ schaltet wird.

8. Pulssequenz nach Anspruch 7, wobei vor dem Spin-Echo- Signal (S) zusätzlich ein Phasencodiergradient (Gy) in einer dritten, zur ersten und zweiten Richtung (z, x) senkrechten Richtung (y) eingeschaltet wird.

9. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei durch die Kombination der Anrege-Hochfrequenzpulse (HFa), der Refo­ kussierungs-Hochfrequenzpulse (HFr) und des Magnetfeldgra­ dienten (Gz) in der ersten Richtung (z) eine Schicht des Un­ tersuchungsobjekts definiert wird und wobei nur ein Meßwert des Spin-Echo-Signals (S) abgetastet wird.

10. Pulssequenz nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei in einem zeitlichen Raster eine Vielzahl von Meßwerten des Spin- Echo-Signals (S) abgetastet wird.