DE19630308C2

DE19630308C2 - Dreidimensionale Magnetresonanz-Impulsfolgen für eine verbesserte Gradienten- und Spinecho-Methode (GRASE)

Info

Publication number: DE19630308C2
Application number: DE19630308A
Authority: DE
Inventors: David A Feinberg
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1995-07-31
Filing date: 1996-07-26
Publication date: 2003-11-13
Anticipated expiration: 2016-07-27
Also published as: US5612619A; JPH09131333A; DE19630308A1

Description

Die Erfindung bezieht sich auf eine diagnostische Bildgabe und betrifft insbesondere eine Magnetresonanz-Bildgabe bzw. Kernspinresonanz-Bildgabe (MR = Magnetresonanz). Im unmittelbarsten Sinn bezieht sich die Erfindung auf Magnetresonanz-Impulsfolgen.

Eine vom gleichen Anmelder eingereichte offengelegte deutsche Patentanmeldung (DE 196 29 199 A1) bezieht sich auf zweidimensionale Magnetresonanz- Impulsfolgen und beschreibt ein Problem, das den herkömmlichen Magnetresonanz- Impulsfolgen des Gradienten- und Spinecho-Typs (GRASE-Typ = gradient and spin echo type) innewohnt. Dieses Problem besteht darin, daß die Daten in der Matrix des Raums k beziehungsweise des k-Raums (k-space matrix) stark amplitudenmoduliert sind, was auf der Wirkung des T2-Abfalls in Verbindung mit der Reihenfolge, mit der die Zeilen von Magnetresonanz-Daten gewonnen werden, beruht. Wenn die Daten des Raums k Fourier- transformiert werden, wird diese Amplitudentransformation als mehrfache Ränder von sich verringerndem Kontrast und mit regelmäßigem Abstand dekodiert ("ringing artifacts" = Überschwingungs- bzw. Bildvervielfachungs-Störungen). Diese amplitudenmodulierten Vervielfachungs-Störungen lenken die Aufmerksamkeit ab und beeinflußen die diagnosti sche Qualität des letztendlich erhaltenen Magnetresonanz-Bilds nachteilig.

Herkömmliche, dreidimensionale Magnetresonanz-Impulsfolgen des Gradienten- und Spinecho-Typs leiden ebenfalls inhärent an diesem Problem. Dies liegt daran, daß eine herkömmliche, dreidimensionale Magnetresonanz-Impulsfolge des Gradienten- und Spine cho-Typs lediglich ein Satz aus zweidimensionalen Impulsfolgen des Gradienten- und Spinecho-Typs ist, wobei jedes Element des Satzes alle in der gleichen Ebene liegenden. Daten bei einem konstantem phasenkodierenden Gradienten in der Richtung Z gewinnt. Als Ergebnis leiden herkömmliche, dreidimensionale Magnetresonanz-Impulsfolgen des Gradienten- und Spinecho-Typs inhärent an einer Amplitudenmodulation der Magnetresonanz- Daten und erzeugen unausweichlich Geister-Störungen bzw. Geister-Bilder, insbesondere wenn die Folgen lang sind und der T2-Abfall daher eine verstärkte Auswirkung zeigt.

Eine Aufgabe der Erfindung besteht darin, eine dreidimensionale Magnetresonanz-Impuls folge des Gradienten- und Spinecho-Typs zu schaffen, die nicht unter Störungen leidet, die durch die Amplitudenmodulation der gewonnenen Magnetresonanz-Daten als Folge des T2- Abfalls hervorgerufen werden.

Diese Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren nach Anspruch 1.

Eine Ausführungsform der Erfindung liefert eine solche Magnetresonanz-Impulsfolge, bei der amplitudenmodulierte Störungen bzw. durch Amplitudenmodulation hervorgerufene Störungen und Störungen aufgrund einer Phasenmodulation vollständig fehlen.

Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.

Die Erfindung geht von der Erkenntnis aus, daß eine dreidimensionale Magnetresonanz- Impulsfolge weniger zwingenden Beschränkungen als eine zweidimensionale Magnetreso nanz-Impulsfolge unterliegt. In der einleitend genannten früheren Patentanmeldung ist eine zweidimensionale Magnetresonanz-Impulsfolge des Gradienten- und Spinecho-Typs offenbart, bei der eine Amplitudenmodulation der gewonnenen Magnetresonanz-Daten durch eine Phasenmodulation der gewonnenen Magnetresonanz-Daten ersetzt wird. Dieser Kompromiß ist notwendig, da bei der dort offenbarten Magnetresonanz-Impulsfolge eine Phasenkodierung ausschließlich entlang einer einzigen, in der Ebene liegenden Achse erfolgt. Jedoch findet bei einer dreidimensionalen Magnetresonanz-Impulsfolge eine Pha senkodierung in zwei Richtungen statt, nämlich entlang der in der gleichen Ebene liegen den Achse und der Achse Z. Als Ergebnis muß eine Amplitudenmodulation nicht auf Ko sten einer Phasenmodulation ersetzt werden. Tatsächlich ist es möglich, Zeilen von Ma gnetresonanz-Daten unter Einsatz der Methode der Phasenkodierung gemäß dem Gradien ten- und Spinecho-Typ zu gewinnen, bei denen künstliche Störungen, die von einer Amp litudenmodulation und von einer Phasenmodulation herrühren, vollständig beseitigt sind.

In Übereinstimmung mit der Erfindung wird eine dreidimensionale Magnetresonanz- Impulsfolge des Gradienten- und Spinecho-Typs geschaffen, bei der die Phasenkodierung entlang der Achse Z zwischen jeweils zwei benachbarten refokussierenden Hochfrequenz impulsen in identischer Weise variiert wird. Demzufolge liegt keine in der gleichen Ebene liegende Amplitudenmodulation der gewonnen Magnetresonanz-Daten vor. Weiterhin liegt demzufolge auch keine in der gleichen Ebene liegende Phasenmodulation der gewonnenen Magnetresonanz-Daten vor. Vorteilhafterweise verbleibt in Übereinstimmung mit einem bevorzugten Ausführungsbeispiel die Phasenkodierung in der Ebene zwischen jeweils zwei benachbarten refokussierenden Hochfrequenz-Impulsen konstant und ändert sich monoton von dem Beginn der Magnetresonanz-Impulsfolge bis zu dem Ende.

Die Erfindung wird nachstehend anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher beschrieben.

Fig. 1 zeigt eine herkömmliche dreidimensionale Magnetresonanz-Impulsfolge des Gradienten- und Spinecho-Typs,

Fig. 2 veranschaulicht, wie der T2-Abfall dazu führt, daß durch die in Fig. 1 gezeigte Magnetresonanz-Impulsfolge amplitudenmodulierte Magnetresonanz-Daten in jeder Ebene einer dreidimensionalen Matrix im Raum k erzeugt werden,

Fig. 3 zeigt eine Magnetresonanz-Impulsfolge des dreidimensionalen Gradienten- und Spinecho-Typs in Übereinstimmung mit einem Ausführungsbeispiel der Erfin dung,

Fig. 4 veranschaulicht, wie bei dem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung erreicht wird, daß die in der Ebene liegenden Magnetresonanz-Daten in einer dreidi mensionalen Matrix im k-Raum frei sind von einer Amplituden- und einer Phasenmodulation, und

Fig. 5 zeigt eine dreidimensionale Magnetresonanz-Impulsfolge des Gradienten- und Spinecho-Typs in Übereinstimmung mit einem zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung.

Eine als Beispiel dienende, dreidimensionale Magnetresonanz-Impulsfolge des Gradienten- und Spinecho-Typs (beziehungsweise eine Magnetresonanz-Impulsfolge des dreidimensio nalen Gradienten- und Spinecho-Typs) ist schematisch in Fig. 1 gezeigt und steht in Über einstimmung mit dem Offenbarungsgehalt der US-PS 5 270 654. Bei diesem Beispiel sind für eine bestimmte Phasenkodierung entlang der Achse Z drei refokussierende Hoch frequenzimpulse vorhanden und es wird der Auslesegradient zweimal nach jedem refokus sierenden Hochfrequenzimpuls umgekehrt. Daher werden nach jedem refokussierenden Hochfrequenzimpuls drei durch Gradienten hervorgerufene bzw. verursachte Echosignale (ein Spinechosignal in der Mitte und jeweils ein Gradientenechosignal an der jeweiligen Seite) ausgelesen. Als Ergebnis bewirkt die in Fig. 1 gezeigte Magnetresonanz-Impulsfolge bei jeder Phasenkodierung entlang der Achse Z die Erzeugung von neun Echosignalen (drei refokussierenden Hochfrequenzimpulse folgen jeweils drei Echosignale nach). Wie in Fig. 1 weiterhin gezeigt ist, führt der T2-Abfall zu einer fortschreitenden Verringerung der Amplitude der induzierten Echosignale, wobei später induzierte Echosignale Am plituden aufweisen, die kleiner sind als diejenigen von zuvor induzierten Echosignalen. Bei dem vorliegenden Beispiel sei angenommen, daß drei Phasenkodierungen entlang der Achse Z des Magnetresonanz-Bildgabegeräts vorhanden sind. In diesem Fall ist, wie in Fig. 2 gezeigt ist, eine Matrix des Raums k mit drei Schichten vorhanden, die den drei in der Ebene liegenden Bildern entsprechen, die jeweils bei einer unterschiedlichen Position entlang der Achse Z gewonnen sind.

Wie in der US-PS 5 270 654 beschrieben ist, sind die Echosignale in dem Raum k inein ander verschachtelt. Diese Verschachtelung bestimmt die Reihenfolge, mit der jede in der Ebene liegende Schicht der dreidimensionalen Matrix des k-Raums mit Zeilen von Magnet resonanz-Daten gefüllt wird. Da jede in der Ebene liegende Schicht der dreidimensionalen Matrix des Raums k neun Zeilen von Daten enthält, die bei unterschiedlichen phasenkodie renden Gradienten ausgelesen werden, und da die Phasenkodierung verschachtelt ist, wird die erste Zeile von Magnetresonanz-Daten mit einem in der Ebene liegenden phasenkodie renden Gradienten von +4 ausgelesen, während die zweite Zeile von Magnetresonanz- Daten bei einem in der Ebene liegenden phasenkodierenden Gradienten von +1 ausgelesen wird und die dritte Zeile von Magnetresonanz-Daten bei einem in der Ebene liegenden phasenkodierenden Gradienten von -2 ausgelesen wird. Die vierte Zeile von Magnetreso nanz-Daten wird dann bei einem in der gleichen Ebene liegenden phasenkodierenden Gradienten von +3 ausgelesen, während die fünfte Zeile bei einem in der gleichen Ebene liegenden phasenkodierenden Gradienten von +0 und die sechste bei einem in der gleichen Ebene liegenden phasenkodierenden Gradienten von -3 ausgelesen werden.

Gemäß Fig. 2 ist jeder in der Ebene liegenden (bzw. in der gleichen Ebene oder innerhalb der Ebene wirksame) phasenkodierende Gradient horizontal mit einer Nummer ausgerich tet, die die zeitliche Position innerhalb der Magnetresonanz-Impulsfolge repräsentiert, bei der die entsprechende Zeile von Magnetresonanz-Daten ausgelesen wird. Der Abstand zwischen der Achse Y und der Nummer der zeitlichen Position vergrößert sich mit sich verringernder Amplitude des induzierten Echosignals. Diese graphische Darstellung veranschaulicht, daß die Daten in jeder in der gleichen Ebene liegenden Schicht der Matrix des k-Raums hinsichtlich ihrer Amplitudenmodulation periodisch sind. Es sind drei Zeilenbänder innerhalb des Raum k vorhanden (diese drei Bänder sind in Fig. 2 als Y- Band 1, Y-Band 2 und Y-Band 3 bezeichnet), innerhalb derer sich die Amplitude der induzierten Echosignale stark und in identischer Weise verändert. (Es sind drei derartige Bänder vorhanden, da angenommen wurde, daß der Auslesegradient zweimal nach jedem refokussierenden Hochfrequenzimpuls umgekehrt wird, was dazu führt, daß nach jedem refokussierenden Hochfrequenzimpuls drei Echosignale induziert werden.)

Wenn die Daten des Raums k einer Fourier-Transformation zur Erzeugung eines Magnet resonanz-Bilds unterzogen werden, wird in Fig. 2 dargestellte, periodische Amplituden modulation als eine Mehrzahl von amplitudenmodulierten Überschwingungsstörungen bzw. Bildvervielfachungsstörungen dekodiert. Diese Störungen sind störend und beeinflußen die diagnostische Qualität des letztendlichen Magnetresonanz-Bilds nachteilig.

Magnetresonanz-Daten, die bei herkömmlichen Magnetresonanz-Impulsfolgen des dreidi mensionalen Gradienten- und Spinecho-Typs gewonnen werden, sind nicht nur amplituden moduliert, sondern auch phasenmoduliert. Wie bei herkömmlichen zweidimensionalen Magnetresonanz-Impulsfolgen des Gradienten- und Spinecho-Typs ändern sich Phasen fehler kontinuierlich bei jedem Gradienten-verursachten Echosignal zwischen aufeinand erfolgenden refokussierenden Hochfrequenzimpulsen. Weiterhin haben alle durch Gradien ten zurückgeholten bzw. hervorgerufenen Echosignale, die zuerst in jeder der drei Grup pen auftreten, identische Phasenfehler, wobei auch alle die durch Gradienten hervor gerufenen Echosignale, die in jeder der drei Gruppen an zweiter Stelle auftreten, identische Phasenfehler besitzen, und ebenso alle durch Gradienten hervorgerufenen Echosignale, die an dritter Stelle in jeder der aus drei bestehenden Gruppe auftreten, gleiche Phasenfehler besitzen. Darüber hinaus ist die Phasenkodierung bezüglich der Achse Z bei jedem durch Gradienten hervorgerufenen Echosignal zwischen jedem benachbarten Paar von refokussie renden Hochfrequenzen identisch. Als Ergebnis verlaufen die Phasenfehler von Magnetre sonanz-Daten, die unter Verwendung einer herkömmlichen, dreidimensionalen Magnetreso nanz-Impulsfolge des Gradienten- und Spinecho-Typs gewonnen werden, bei jedem Y- Band stufenförmig entlang der Achse Y.

In Übereinstimmung mit dem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung, das in Fig. 3 gezeigt ist, wird die Phasenkodierung entlang der Achse Z in identischer Weise zwischen jeweils zwei benachbarten refokussierenden Hochfrequenzimpulsen geändert. Die in der gleichen Ebene liegende Phasenkodierung ist zwischen jeweils zwei benachbarten, refokus sierenden Hochfrequenzimpulsen invariant bzw. unveränderlich und ändert sich monoton von dem Beginn der Magnetresonanz-Folge bis zu dem Ende. Daher bezieht sich die erste Zeile von Magnetresonanz-Daten auf die oberste, in der gleichen Ebene liegende Schicht kz = 1 der dreidimensionalen Matrix des Raums k, während sich die zweite Zeile von Magnetresonanz-Daten auf die mittlere, in der gleichen Ebene liegende Schicht kz = 0 der dreidimensionalen Matrix des Raums k bezieht und die dritte Zeile von Magnetresonanz- Daten die untere, in der gleichen Ebene liegende Schicht kz = -1 der dreidimensionalen Matrix des Raums k betrifft. Als Ergebnis tritt die fortschreitende Verringerung der Amplitude, die aus dem T2-Abfall herrührt, nicht in einem einzigen, in der gleichen Ebene liegenden Y-Band der Matrix des Raums k auf und es sind daher die Daten in jeder, in der gleichen bzw. in einer Ebene liegenden Schicht nicht amplitudenmoduliert. Das gleiche trifft auch für die Phasenmodulation zu. Dies liegt daran, daß sich die Phasenkodierung entlang der Achse Z mit der Position des durch Gradienten hervorgerufenen Echosignals in den drei Signalgruppen verändert, die zwischen jeweils zwei refokussierenden Hoch frequenzimpulsen vorhanden sind, das heißt sich die Phasenkodierung der Achse Z gemeinsam mit dem Phasenfehler der durch Gradienten hervorgerufenen Echosignale ändert. Dies ist in Fig. 4 gezeigt. Hierbei ist der Phasenfehler entlang der Achse Z gestuft, und es sind die Amplitudenänderungen entlang der Achse Y gestuft bzw. stufenförmig geändert. Wie aus Fig. 4 ersichtlich ist, sind weder die Phasenfehler noch die Änderungen der Amplitude periodisch, das heißt eine periodische Amplitudenmodulation ist beseitigt.

Auch wenn bei dem ersten Ausführungsbeispiel die in der bzw. einer jeweiligen Ebene lie gende Phasenkodierung fortschreitend von dem Beginn der Magnetresonanz-Impulsfolge zu dem Ende negativer wird, ist dies lediglich bevorzugt. Hierdurch werden die periodi schen Amplitudenänderungen in dem dreidimensionalen Datensatz des Raums k vollständig beseitigt und die zugehörigen, amplitudenmodulierten Bildstörungen entfernt. Es ist alternativ auch möglich, statt dessen andere, in der Ebene liegende (in-plane) Phasenkodierungsmethoden zu verwenden.

Eine zweite Methode der Phasenkodierung in der gleichen Ebene ist in Fig. 5 gezeigt. Hierbei werden die drei anfänglichen, durch Gradienten hervorgerufenen Echosignale bei einem phasenkodierenden Gradienten mit dem Wert Null gewonnen (das heißt es wird zuerst die mittlere Zeile von Magnetresonanz-Daten in jeder Lage des Raums k gewon nen). Auf diese Weise werden Zeilen von Magnetresonanz-Daten, die einen maximalen Beitrag zu dem Bildkontrast bringen, an dem Beginn der Magnetresonanz-Impulsfolge gewonnen, bei dem die Signal/Rausch-Verhältnisse am höchsten sind.

Auch wenn nach jedem refokussierenden Hochfrequenzimpuls drei durch Gradienten hervorgerufene Echosignale vorhanden sind und daher drei Phasenkodierungen entlang der Achse Z vorliegen, kann auch eine größere Anzahl eingesetzt werden. Wenn eine größere Anzahl von Umkehrungen des Auslesegradienten benutzt wird, können höhere, ungerad zahlige Häufigkeiten von Phasenkodierungen entlang der Achse Z vorhanden sein. Daher können auch zusätzliche Zyklen der gesamten Impulsfolge gewonnen werden, die jeweils mit unterschiedlichen Zeilen einer Phasenkodierung bezüglich der Achse Z und einer Phasenkodierung bezüglich der Achse Y zu einem größeren, dreidimensionalen Datensatz zusammenzufassen sind.

Die beschriebene dreidimensionale Magnetresonanz-Impulsfolge des Gradienten- und Spinecho-Typs verändert somit die Phasenkodierung entlang der Achse Z in identischer Weise bei allen Signalen zwischen jeweils zwei benachbarten, refokussierenden Hoch frequenzimpulsen in der Magnetresonanz-Impulsfolge. Die Phasenfehlermodulation, die durch Inhomogenitäten des Magnetfelds hervorgerufen wird, und die T2-Amplitudenmodu lation werden auf zwei unterschiedliche räumliche Achsen aufgetrennt. Dies erlaubt eine vollständige Beseitigung der Periodizität bei diesen beiden Modulationen und verbessert somit die Bildqualität.

Claims

1. Verfahren zum Gewinnen von dreidimensionalen Magnetresonanz-Daten unter Einsatz einer Magnetresonanz-GRASE-Impulsfolge, die eine Mehrzahl von refokussierenden Hochfrequenzimpulsen, eine in der Ebene liegende Phasenkodierung und eine Z-Achsen- Phasenkodierung enthält, wobei die Z-Achse rechtwinklig zur Ebene verläuft, dadurch gekennzeichnet, daß die Z-Achsen-Phasenkodierungspulsfolge in identischer Weise bei allen Signalen zwischen jeweils zwei benachbarten, refokussierenden Hochfrequenzimpulsen in der Magnetresonanz-Impulsfolge geändert wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die in der Ebene liegende Phasenkodie rung bei allen Signalen zwischen jeweils zwei benachbarten, refokussierenden Hoch frequenzimpulsen in der Magnetresonanz-Impulsfolge konstant bleibt und vom Beginn der Magnetresonanz-Impulsfolge bis zu dem Ende der Magnetresonanz-Impulsfolge monoton geändert wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei dem der in der Ebene liegende Auslesegradient (G_x) mindestens zweimal zwischen jeweils zwei benachbarten, refokussie renden Hochfrequenzimpulsen umgekehrt wird, so daß zwischen jeweils zwei benachbarten, refokussierenden Hochfrequenzimpulsen eine ungeradzahlige Anzahl N ≧ 3 von durch Gradienten verursachten Echosignalen hervorgerufen wird.

4. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die in der Ebene liegende Phasenkodie rung bei allen Signalen zwischen jeweils zwei benachbarten, refokussierenden Hoch frequenzimpulsen in der Magnetresonanz-Impulsfolge konstant bleibt und von dem Beginn der Magnetresonanz-Impulsfolge bis zu dem Ende der Magnetresonanz-Impulsfolge nicht monoton geändert wird.

5. Verfahren nach Anspruch 4, bei dem die in der Ebene liegende Phasenkodie rung an dem Beginn der Magnetresonanz-Impulsfolge ihren kleinsten absoluten Wert aufweist.