Die Erfindung betrifft ein MR-Verfahren bei dem zur Erzeugung eines homogenen, stationären Gesamt-Magnetfeldes einem in einem dreidimensionalen Untersuchungsbereich wirksamen stationären Haupt-Magnetfeld eines Hauptfeldmagneten ein Hilfs-Magnetfeld überlagert wird, das von wenigstens drei von steuerbaren Stromquellen gespeisten Spulenanordnungen erzeugt wird, sowie eine Anordnung zur Durchführung eines solchen Verfahrens. Ein solches Verfahren und eine solche Anordnung sind aus der EP-A 465 139 bekannt.The invention relates to an MR method in which to generate a homogeneous,stationary overall magnetic field in a three-dimensionalExamining effective main magnetic field of a stationaryMain field magnets an auxiliary magnetic field is superimposed by at least threeis generated by controllable current sources fed coil assemblies, andan arrangement for performing such a method. Such a processand such an arrangement are known from EP-A 465 139.
Bei MR-Untersuchungen (MR=Magnetresonanz) ist es für die Bildqualität wesentlich daß das stationäre Gesamt-Magnetfeld im Untersuchungsbereich möglichst homogen ist. Dem Haupt-Magnetfeld eines Hauptfeldmagneten werden daher Hilfs-Magnetfelder überlagert die die Inhomogenität des Haupt-Magnetfeldes kompensieren sollen. Diese Hilfs-Magnetfelder werden von wenigstens drei Spulenanordnungen in drei zueinander senkrechten Richtungen erzeugt wobei Größe und Richtung der Hilfs-Magnetfelder durch geeignete Wahl der Ströme eingestellt werden können, die von steuerbaren Stromquellen erzeugt werden. Die Spulenanordnungen zur Erzeugung der Hilfs-Magnetfelder sind üblicherweise sogenannte Shim-Spulen, die nur dem Zweck dienen, die Inhomogenitäten des Haupt-Magnetfeldes zu beseitigen. Es ist jedoch auch möglich, zur Erzeugung der Hilfsfelder die Gradientenspulenanordnungen heranzuziehen, mit denen man während einer MR-Sequenz zeitlich veränderliche Magnetfelder erzeugt, die in Richtung des Haupt-Magnetfeldes verlaufen und einen Gradienten in Richtung des Haupt-Magnetfeldes oder senkrecht dazu aufweisen. Allerdings kann man mit den Gradientenspulenanordnungen nur Inhomogenitäten erster Ordnung kompensieren; zur Kompensation von Inhomogenitäten höherer Ordnung benötigt man Shim-Spulen.In MR examinations (MR = magnetic resonance) it is for the image qualityessential that the total stationary magnetic field in the examination areais as homogeneous as possible. The main magnetic field of a main field magnettherefore auxiliary magnetic fields are superimposed on the inhomogeneity of the main magnetic fieldshould compensate. These auxiliary magnetic fields are made up of at least threeCoil arrangements are created in three mutually perpendicular directions whereby sizeand direction of the auxiliary magnetic fields is set by suitable selection of the currentscan be generated by controllable power sources. TheCoil arrangements for generating the auxiliary magnetic fields are commonso-called shim coils, which serve only the purpose, the inhomogeneities of theTo eliminate the main magnetic field. However, it is also possible to generate theAuxiliary fields to use the gradient coil arrangements with which onegenerates magnetic fields that change over time during an MR sequenceDirection of the main magnetic field and a gradient in the direction ofMain magnetic field or perpendicular to it. However, with theGradient coil arrangements only compensate for first-order inhomogeneities;one needs to compensate for higher order inhomogeneitiesShim coils.
Bei der bekannten Anordnung erfolgt die Einstellung der Ströme durch die Shim-Spulen in Abhängigkeit von einer zuvor gemessenen Frequenzverteilung (frequency map oder homogeneity map), die den Verlauf des Haupt-Magnetfeldes im Untersuchungsbereich darstellt. Die Ströme durch die (Shim-) Spulenanordnungen werden dabei üblicherweise so gewählt, daß sich innerhalb einer Kugel mit einem Durchmesser von 45 cm um das Isozentrum eine möglichst gute Homogenität des Gesamt-Magnetfeldes ergibt. Bei guten MR-Systemen ist dann die Magnetfeld-Inhomogenitat an keiner Stelle des Untersuchungsbereiches schlechter als 5 ppm.In the known arrangement, the currents are set by theShim coils depending on a previously measured frequency distribution (frequencymap or homogeneity map), which shows the course of the main magnetic field in theRepresents examination area. The currents through the (shim) coil arrangementsare usually chosen so that within a ball with aDiameter of 45 cm around the isocenter ensures the best possible homogeneity of theTotal magnetic field results. With good MR systems, the magnet is thenField inhomogeneity at no point in the examination area worse than 5 ppm.
Es gibt jedoch MR-Untersuchungen bei denen diese Homogenität nicht ausreicht. Bei interventionellen MR-Untersuchungen, bei denen beispielsweise ein Katheter in einen Patienten eingeführt und verschoben wird und bei denen man die Spitze des Katheters im MR-Bild abbilden will, wie in der . . . (PHD 93-050) beschrieben, ergeben sich Probleme dadurch, daß sich einerseits die Position der Katheterspitze relativ zum Hauptfeld-Magneten fortlaufend ändert und daß andererseits die Abbildung des Bereichs um die Katheterspitze mit Hilfe von MR-Sequenzen erfolgt (z. B. EPI oder Spiralabbildungsverfahren), die besonders empfindlich im bezug auf Phasenfehler sind und daher ein besonders homogenes Magnetfeld in dem abzubildenden Bereich erfordern.However, there are MR examinations in which this homogeneity is insufficient.In interventional MR examinations, for example in which a catheter is useda patient is introduced and displaced and where you have the tip of theWants to image catheters in the MR image, as in the. . . (PHD 93-050),Problems arise because, on the one hand, the position of the catheter tipchanges continuously relative to the main field magnet and that on the other hand theThe area around the catheter tip is imaged with the aid of MR sequences(e.g. EPI or spiral imaging process), which are particularly sensitive toAre phase errors and therefore a particularly homogeneous magnetic field in thearea to be imaged.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, ein MR-Verfahren anzugeben, das es gestattet, die Hilfs-Magnetfelder fortlaufend so zu verändern, daß sich im gerade abgebildeten Bereich die bestmögliche Homogenität des Gesamt-Magnetfeldes ergibt.The object of the present invention is therefore to specify an MR method whichit allows the auxiliary magnetic fields to be continuously changed so that thearea shown gives the best possible homogeneity of the total magnetic field.
Eine erste Lösung dieser Aufgabe erfolgt in folgenden Schritten:An initial solution to this task is carried out in the following steps:
Bei einer zweiten Lösung der Aufgabe sind folgende Schritte vorgesehen:In a second solution to the problem, the following steps are provided:
Beide Verfahren haben gemeinsam, daß zunächst das Haupt-Magnetfeld gemessen wird - z. B. mit einer frequency map wie in der EP-A 465 139 beschrieben. Bei dem einen Verfahren wird danach das Teilvolumen (z. B. eine Schicht) des Untersuchungsbereichs vorgegeben, aus dem in einer nachfolgenden MR-Sequenz MR-Signale empfangen und ausgewertet werden sollen. Danach werden die Ströme berechnet, mit denen in dem vorgegebenen Teilvolumen ein Gesamt-Magnetfeld mit größtmöglicher Homogenität erzielt werden kann und diese Ströme werden in die Spulenanordnungen eingespeist. Bei dieser Lösung ist eine sehr hohe Rechenleistung erforderlich, damit das Magnetfeld in Echtzeit in dem jeweiligen Teilvolumen optimiert werden kann. Die zweite Lösung sieht demgegenüber vor, daß zunächst für sämtliche Teilvolumina innerhalb des Untersuchungsbereichs die jeweils beste Einstellung der Ströme berechnet und gespeichert wird. Der Rechenaufwand ist hier zwar höher als bei der ersten Lösung, jedoch sind die Anforderungen an die Rechenleistung geringer, weil die Berechnung vor Beginn einer MR-Untersuchung erfolgen kann. Bei der MR-Untersuchung werden dann und die für das jeweils vorgegebene Teilvolumen gespeicherten Werte ausgelesen und eingestellt.Both methods have in common that first the main magnetic field is measuredwill - e.g. B. with a frequency map as described in EP-A 465 139. In whichthe partial volume (e.g. a layer) of theExamined area from which in a subsequent MR sequenceMR signals are to be received and evaluated. After that, the currentscalculated with which in the given partial volume a total magnetic fieldgreatest possible homogeneity can be achieved and these flows are in theCoil arrangements fed. This solution has a very high computing powerrequired so that the magnetic field in real time in the respective partial volumecan be optimized. In contrast, the second solution provides that initially the best for all partial volumes within the examination areaSetting the currents is calculated and saved. The computational effort is hereAlthough higher than the first solution, the requirements for theComputing power lower because the calculation before the start of an MR examinationcan be done. The MR examination will then and for eachpredefined partial volume values read and set.
In beiden Fällen wird innerhalb des vorgegebenen Teilvolumens eine wesentlich höhere Magnetfeld-Homogenität erzielt, als sie mit einer Einstellung erreichbar ist, bei der das Magnetfeld innerhalb einer im Vergleich zu dem Teilvolumen großen Kugel um das Isozentrum, die praktisch mit dem Untersuchungsbereich identisch ist, optimiert wird. Die Optimierung für das jeweils vorgegebene Teilvolumen nimmt in Kauf, daß sich für diese Einstellung in anderen Teilen des Untersuchungsbereichs eine wesentlich schlechtere Homogenität des Magnetfeldes ergibt. Da die Einstellung aber fortlaufend dem jeweils bei einer MR-Untersuchung abzubildenden Teilvolumen angepaßt werden kann, erwächst daraus kein Nachteil.In both cases, one becomes essential within the specified partial volumeachieved higher magnetic field homogeneity than can be achieved with one setting,in which the magnetic field is large compared to the partial volumeSphere around the isocenter, which is practically identical to the examination area,is optimized. The optimization for the given partial volume takes onPurchase that for this setting in other parts of the study arearesults in a much poorer homogeneity of the magnetic field. Because the settingbut continuously the partial volume to be imaged during an MR examinationcan be adapted, there is no disadvantage.
Die Vorgabe des Teilvolumens kann grundsätzlich auch durch den Benutzer erfolgen. Bei einer im Untersuchungsbereich bzw. innerhalb eines dort befindlichen Patienten beweglichen Struktur (z. B. einem Katheter) erfolgt die Vorgabe aber vorzugsweise automatisch dadurch, daß die Lage der Struktur innerhalb des Untersuchungsbereiches gemessen wird und daß für die nachfolgende MR-Sequenz das Teilvolumen vorgegeben wird, in dem sich das Instrument befindet. Durch diese Messung ergibt sich eine Rückkopplungsschleife durch die sich die Einstellung der Ströme in den Spulen für die Hilfs-Magnetfelder automatisch und fortlaufend der jeweiligen Lage des Instruments anpaßt:
Beispielsweise kann bei der Verfolgung eines Katheters dieser mit einer Mikrospule versehen sein, die ein MR-Signal empfängt, das Informationen über die Lage der Mikrospule (und damit über das Teilvolumen) enthält, aus dem in einer nachfolgenden MR-Sequenz MR-Signale empfangen und ausgewertet werden. Ebenso ist es möglich, das bei einer Katheterverfolgung oder bei einer Verfolgung eines Kontrastmittelbolus für die nachfolgende MR-Sequenz vorzugebende Teilvolumen durch Analyse eines MR-Bildes zu ermitteln, das mit Hilfe einer vorangehenden MR-Sequenz erzeugt wurde, wie dies in der DE-OS 43 10 993 (=PHD 93-050) beschrieben ist. Der Punkt, an dem sich die Katheterspitze bzw. der Kontrastmittelbolus im vorangehenden MR-Bild befindet, gibt das Teilvolumen für die nachfolgende MR-Sequenz vor.In principle, the user can also specify the partial volume. In the case of a structure which is movable in the examination area or within a patient located there (e.g. a catheter), the specification is preferably made automatically by measuring the position of the structure within the examination region and by specifying the partial volume for the subsequent MR sequence in which the instrument is located. This measurement results in a feedback loop through which the setting of the currents in the coils for the auxiliary magnetic fields automatically and continuously adapts to the respective position of the instrument:
For example, when a catheter is being tracked, it can be provided with a microcoil that receives an MR signal that contains information about the position of the microcoil (and thus about the partial volume) from which MR signals are received and in a subsequent MR sequence be evaluated. It is also possible to determine the partial volume to be predetermined for the subsequent MR sequence during catheter tracking or when tracking a contrast agent bolus by analyzing an MR image that was generated with the aid of a preceding MR sequence, as described in DE-OS 43 10 993 (= PHD 93-050). The point at which the catheter tip or the contrast agent bolus is located in the preceding MR image specifies the partial volume for the subsequent MR sequence.
Ein MR-System zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens, das versehen ist mit einem Hauptfeldmagneten zur Erzeugung eines stationären Haupt-Magnetfeldes in einem Untersuchungsbereich und mit wenigstens drei von steuerbaren Stromquellen gespeisten Spulenanordnungen zur Erzeugung von stationären Hilfs-Magnetfeldern, wobei ein weitgehend homogenes Gesamt-Magnetfeld resultiert, sowie mit Mitteln zum Erzeugen von MR-Bildern aus einem Teilvolumen des Untersuchungsbereiches mit vorgebbarer Lage zeichnet sich dadurch aus, daß ein Speicher vorgesehen ist, in dem für eine Anzahl von Punkten innerhalb des Untersuchungsbereiches die Stärke des Haupt-Magnetfeldes oder daraus abgeleitete Werte gespeichert sind, und daß Mittel zum Auslesen der gespeicherten Werte in Abhängigkeit von der vorgegebenen Lage des Teilvolumens und zum Bestimmen von Steuergrößen für die Spulenanordnungen derart vorgesehen sind, daß die davon erzeugten stationären Hilfs-Magnetfelder zusammen mit dem Haupt-Magnetfeld ein Gesamt-Magnetfeld ergeben das im Bereich des Teilvolumens besonders homogen ist. Wenn in dem Speicher der räumliche Verlauf des Haupt-Magnetfeldes gespeichert ist, erfordert die Bestimmung der Steuergrößen die Berechnung der optimalen Einstellung; wenn hingegen im Speicher schon die optimalen Einstellungen für sämtliche möglichen Teilvolumina (nach vorheriger Berechnung) abgespeichert sind, ist zu diesem Zweck lediglich das Auslesen der gespeicherten Werte erforderlich.An MR system for performing the method according to the invention providedis with a main field magnet for generating a stationaryMain magnetic field in an examination area and with at least three ofcontrollable current sources fed coil arrangements for generatingstationary auxiliary magnetic fields, with a largely homogeneous Gevelvet magnetic field results, as well as with means for generating MR images from onePartial volume of the examination area with a predeterminable position stands outcharacterized in that a memory is provided in which for a number of pointsthe strength of the main magnetic field orvalues derived therefrom are stored, and that means for reading out thestored values depending on the specified position of the partial volumeand provided for determining control variables for the coil arrangementsare that the generated stationary auxiliary magnetic fields together with theMain magnetic field a total magnetic field result in the area of the partial volumeis particularly homogeneous. If the spatial course of theMain magnetic field is stored, the determination of the control variables requires theCalculation of the optimal setting; if, on the other hand, theoptimal settings for all possible partial volumes (according to previousCalculation) are saved, for this purpose is only the reading of thestored values required.
In weiterer Ausgestaltung der Erfindung, die davon ausgeht, daß drei Gradientenspulenanordnungen zum Erzeugen von in Richtung des Haupt-Magnetfeldes verlaufenden Magnetfeldern mit in drei zueinander senkrechten Richtungen verlaufenden Gradienten vorhanden sind, ist vorgesehen, daß für jede Gradienten-Spulenanordnung ein Prozessor zum Steuern der steuerbaren Stromquelle (die in diesem Fall durch den Gradientenverstärker gebildet wird) vorgesehen ist, derart, daß der in der Gradienten-Spulenanordnung eingespeiste Strom einer Überlagerung des für die Erzeugung des Hilfsfeldes erforderlichen stationären Stromes und des für die Sequenz benötigten zeitlich veränderlichen Stromes ist.In a further embodiment of the invention, which assumes that threeGradient coil arrangements for generating in the direction ofMain magnetic field running magnetic fields with three perpendicular to each otherDirectional gradients are provided, that for eachGradient coil arrangement a processor for controlling the controllable current source(which in this case is formed by the gradient amplifier) is provided,such that the current fed into the gradient coil arrangement is oneSuperposition of the stationary required for the creation of the auxiliary fieldCurrent and the time-varying current required for the sequence.
Die Gradientenspulenanordnungen haben dabei eine Doppelfunktion. Einerseits dienen sie der Erzeugung der zeitlich veränderlichen Gradientenfelder während einer Sequenz und andererseits erzeugen sie die - zumindest während einer sequenzstationären - Hilfs-Magnetfelder, die die Inhomogenität des Haupt-Magnetfeldes im Bereich des Teilvolumens kompensieren. Wenn man zur Kompensation der Inhomogenitäten lediglich die Gradientenspulenanordnung zur Verfügung hat, können zwar nur Shim-Felder erster Ordnung erzeugt werden, doch reicht dies aus, um in dem relativ kleinen Teilvolumen eine verbesserte Homogenität zu erreichen. Die Erfindung wird nachstehend anhand der Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:The gradient coil arrangements have a double function. On the one handthey serve to generate the time-varying gradient fields during aSequence and on the other hand they generate the - at least during onesequential stationary - auxiliary magnetic fields, which determine the inhomogeneity of theCompensate for the main magnetic field in the area of the partial volume. If you go toCompensation of the inhomogeneities only the gradient coil arrangementOnly first order shim fields can be created, butis this sufficient to improve the homogeneity in the relatively small partial volumeto reach. The invention will now be described with reference to the drawingsexplained. Show it:
Fig. 1 ein Blockschaltbild eines erfindungsgemäßen MR-Systems,Fig. 1 is a block diagram of an inventive MR system,
Fig. 2 das Blockschaltbild eines "Waveform-Generators" der die Ströme für eine der Gradientenspulen vorgibt undFig. 2 shows the block diagram of a "waveform generator" which specifies the currents for one of the gradient coils and
Fig. 3a und 3b zwei Ablaufdiagramme, die verschiedene Varianten erläutern, mit denen das MR-System nach denFig. 1 bzw. 2 betreibbar ist.ExplainFig. 3a and 3b show two flow charts different variations with which the MR system ofFig. 1 and is operable. 2
Fig. 4a-4c den räumlichen Verlauf des Haupt-, des Hilfs- und des Gesamt-Magnetfeldes bei einer für das Teilvolumen optimalen Einstellung.Figs. 4a-4c the spatial variation of the main, auxiliary and of the overall magnetic field at an optimum for the partial volume setting.
InFig. 1 ist mit1 ein schematisch dargestellter Hauptfeldmagnet bezeichnet, der in einem nicht näher dargestellten Untersuchungsbereich ein in z-Richtung verlaufendes, stationäres und im wesentlichen homogenes Magnetfeld mit einer Starke von z. B. 1,5 T erzeugt. Außerdem ist eine Shim-Spulenanordnung30 vorgesehen, die es gestattet, in Abhängigkeit von den durch die Shim-Spulen fließenden Strömen das Magnetfeld im Untersuchungsbereich zu ändern und zwar so, daß das resultierende Gesamt-Magnetfeld insgesamt homogener wird. Die Shim-Spulenanordnung30, mit denen man Shim-Felder höherer Ordnung erzeugen kann, kann entfallen, wenn das zur Kompensation der Inhomogenität des Haupt-Magnetfeldes erforderliche Hilfs-Magnetfeld von der in einem MR-System ohnehin erforderlichen Gradientspulenanordnung erzeugt wird. Mit ihr können zwar nur Shim-Felder bzw. Hilfs-Magnetfelder erster Ordnung erzeugt werden, doch ist dies ausreichend, wenn das Haupt-Magnetfeld homogen genug ist.InFig. 1,1 denotes a schematically represented main field magnet which, in an examination region (not shown in more detail), has a stationary and essentially homogeneous magnetic field with a strength of z. B. 1.5 T. In addition, a shim coil arrangement30 is provided, which makes it possible to change the magnetic field in the examination area as a function of the currents flowing through the shim coils, in such a way that the resulting overall magnetic field becomes more homogeneous overall. The shim coil arrangement30 , with which shim fields of higher order can be generated, can be omitted if the auxiliary magnetic field required to compensate for the inhomogeneity of the main magnetic field is generated by the gradient coil arrangement which is required in any case in an MR system. Although it can only generate shim fields or auxiliary magnetic fields of the first order, this is sufficient if the main magnetic field is homogeneous enough.
Die Gradientenspulenanordnung ist inFig. 1 mit 2 bezeichnet und umfaßt drei Systeme zur Erzeugung von in z-Richtung verlaufenden Magnetfeldern mit einem Gradienten in x- y- bzw. z-Richtung. Die Ströme Ix, Iy, und Iz, für die diese drei Systeme, werden von einer Anordnung3 erzeugt, die für jede Gradientenrichtung einen Gradientenverstärker enthält, der einen zu seiner Eingangsgröße proportionalen Ausgangsstrom für die Gradientenspulen2 erzeugt. Die Eingangsgrößen der Gradientenverstärker werden von je einem Waveform-Generator4 geliefert, der seinerseits von einer Steuereinheit5 gesteuert wird. Die Steuereinheit5 wirkt mit einer Workstation6 zusammen, die mit einem Monitor7 zur Wiedergabe von MR-Bildern versehen ist. Eingaben sind über eine Tastatur8 oder eine interaktive Eingabeeinheit9, z. B. einen Lichtgriffel möglich.The gradient coil arrangement is designated by 2 inFIG. 1 and comprises three systems for generating magnetic fields running in the z direction with a gradient in the x, y or z direction. The currents Ix , Iy , and Iz , for which these three systems are generated, are generated by an arrangement3 which, for each gradient direction, contains a gradient amplifier which generates an output current for the gradient coils2 which is proportional to its input variable. The input variables of the gradient amplifiers are each supplied by a waveform generator4 , which in turn is controlled by a control unit5 . The control unit5 interacts with a workstation6 , which is provided with a monitor7 for reproducing MR images. Inputs are made via a keyboard8 or an interactive input unit9 , e.g. B. a light pen possible.
Das MR-System umfaßt weiterhin eine Hochfrequenzspulenanordnung10 zur Erzeugung von magnetischen Hochfrequenzimpulsen, die von einem Hochfrequenzsender gespeist wird, der an den Ausgang einer Mischstufe12 angeschlossen ist. In der Mischstufe12 werden die Schwingungen eines Hochfrequenzoszillators13 mit den von einem Generator14 gelieferten Hüllkurvensignalen gemischt, deren zeitlichen Verlauf dem zeitlichen Verlauf der Umhüllenden der zu erzeugenden Hochfrequenzimpulse entspricht. Auch der Generator14 wird von der Steuereinheit5 gesteuert.The MR system further comprises a high-frequency coil arrangement10 for generating magnetic high-frequency pulses, which is fed by a high-frequency transmitter, which is connected to the output of a mixer stage12 . In the mixing stage12 , the vibrations of a high-frequency oscillator13 are mixed with the envelope curve signals supplied by a generator14 , the time course of which corresponds to the time course of the envelope of the high-frequency pulses to be generated. The generator14 is also controlled by the control unit5 .
Weiterhin umfaßt das MR-System eine Empfangsspulenanordnung20, die eine oder mehrere Empfangsspulen zum Empfang der im Untersuchungsbereich erzeugten MR-Signale umfaßt. Die MR-Signale werden in einer Verstarkeranordnung21 verstärkt und in einer Demodulatorstufe22 demoduliert. Die demodulierten MR-Signale werden in einem Analog-Digital-Wandler23 digitalisiert und einer Rekonstruktionseinheit24 zugeführt, die daraus MR-Bilder rekonstruieren kann.Furthermore, the MR system comprises a receiving coil arrangement20 which comprises one or more receiving coils for receiving the MR signals generated in the examination area. The MR signals are amplified in an amplifier arrangement21 and demodulated in a demodulator stage22 . The demodulated MR signals are digitized in an analog-digital converter23 and fed to a reconstruction unit24 , which can reconstruct MR images from them.
Fig. 2 zeigt schematisch das Blockschaltbild eines Waveform-Generators4, der den Strom für eine der Gradientenspulenanordnung vorgibt, z. B. den Strom Ix für die Erzeugung eines in x-Richtung verlaufenden Gradienten. Üblicherweise hat ein Waveform-Generator die Funktion eines Speichers, der den von der Steuereinheit5 vorausberechneten zeitlichen Verlauf des Stromes Ix für die Gradientenspulenanordnung speichert und der diesen zeitlichen Verlauf bei Beginn der Sequenz dem Gradientenverstärker3 als Eingangsgröße vorgibt. Im Gegensatz dazu umfaßt der Waveform-Generator gemäßFig. 2 einen Signalprozessor41, der mit einem Speicher42 zusammenwirkt in den der räumliche Verlauf des Haupt-Magnetfeldes - oder daraus abgeleitete Werte - gespeichert sind. Der Signalprozessor berechnet aus dem von der Steuereinheit5 vorgegebenen Teilvolumen (das durch die Koordinaten X₀, Y₀, Z₀ seines Mittelpunktes gekennzeichnet sein kann) und den Parametern der nachfolgenden Sequenz (z. B. ihren Typ - EPI, 2DFT oder dgl. - , ihrer Echozeit TE und der Größe des Bildfeldes FOV). Dies wird im folgenden anhand derFig. 3a bzw. 3b erläutert.Fig. 2 shows schematically the block diagram of a waveform generator4 , which specifies the current for one of the gradient coil arrangement, for. B. the current Ix for generating a gradient extending in the x direction. A waveform generator usually has the function of a memory which stores the time profile of the current Ix calculated in advance by the control unit5 for the gradient coil arrangement and which specifies this time profile at the beginning of the sequence as an input variable for the gradient amplifier3 . In contrast, the waveform generator according toFIG. 2 comprises a signal processor41 which interacts with a memory42 in which the spatial profile of the main magnetic field - or values derived therefrom - are stored. The signal processor calculates from the partial volume predetermined by the control unit5 (which can be characterized by the coordinates X₀, Y₀, Z₀ of its center) and the parameters of the subsequent sequence (e.g. its type - EPI, 2DFT or the like - its Echo time TE and the size of the image field FOV). This is explained below with reference to FIGS. 3a and 3b.
Nach der Initialisierung (Block100) erfolgt gemäßFig. 3a zunächst eine Messung des räumlichen Verlaufs des Haupt-Magnetfeldes B₀ (x,y,z) bzw. des räumlichen Verlaufs der Abweichung dB₀ von dem Sollwert (Block101). Ein für diese Zwecke geeignetes Meßverfahren ist in der EP-A 465 139 beschrieben, worauf zur Vermeidung von Wiederholungen bezug genommen wird.After initialization (block100)Figure 3a is a measurement carried out accordingto. The first spatial course of the main magnetic field B o (x, y, z) and the spatial course of the deviation DB₀ from the target value (block101). A measuring method suitable for this purpose is described in EP-A 465 139, to which reference is made to avoid repetitions.
Die Messung gemäß Block101 wird zweckmäßigerweise unmittelbar vor Beginn der eigentlichen MR-Untersuchung vorgenommen, wobei sich bereits der zu untersuchende Patient im MR-System befindet. Dies hat den Vorteil, daß auch die Inhomogenität des Magnetfeldes erfaßt wird, die auf lokale Änderungen der magnetischen Suszeptibilität zurückgeht.The measurement according to block101 is expediently carried out immediately before the actual MR examination begins, the patient to be examined already being in the MR system. This has the advantage that the inhomogeneity of the magnetic field is also detected, which is due to local changes in the magnetic susceptibility.
Danach wird im Block102 das Teilvolumen (gekennzeichnet durch die Lage X₀ Y₀, z₀ seines Mittelpunktes) vorgegeben, von dem mit der nachfolgenden MR-Sequenz MR-Daten aquiriert werden sollen. Im einfachsten Fall kann der Benutzer interaktiv diese Lage über die Eingabeeinheit9 vorgeben. Vorzugsweise erfolgt die Vorgabe aber mit Hilfe einer Messung, indem beispielsweise die MR-Signale ausgewertet werden, die von einer Mikrospule erzeugt werden, die an der Spitze eines in den zu untersuchenden Patienten eingeführten Katheters angebracht ist. Ebenso ist es möglich, daß Teilvolumen für die nachfolgende Sequenz aus der Analyse eines mit einer vorangehenden Sequenz erzeugten MR-Bildes zu bestimmen, die aus dem MR-Bild die Lage der Katheterspitze ermittelt, wie in der DE-OS 43 10 993 (PHD 93-050) beschrieben.Then in block102 the partial volume (characterized by the position X Lage Y₀, z₀ its center) is specified, from which MR data are to be acquired with the subsequent MR sequence. In the simplest case, the user can specify this position interactively via the input unit9 . However, the specification is preferably made with the aid of a measurement, for example by evaluating the MR signals generated by a microcoil which is attached to the tip of a catheter inserted into the patient to be examined. It is also possible to determine the partial volume for the subsequent sequence from the analysis of an MR image generated with a preceding sequence, which determines the position of the catheter tip from the MR image, as in DE-OS 43 10 993 (PHD 93 -050).
Im nächsten Schritt (Block103) erfolgt die Berechnung der Ströme in den Spulenanordnungen2 (und ggf.30), wodurch ein Hilfs-Magnetfeld hervorgerufen wird, das in dem vorgegebenen Teilvolumen die Inhomogenität des Haupt-Magnetfeldes B₀ kompensiert. Dies wird im folgenden anhand derFig. 4a bis 4c erläutert. Dabei wird davon ausgegangen, daß die Shim-Spulen30 nicht vorhanden sind, daß also die Magnetfeld-Inhomogenität allein mit den Gradientenspulen kompensiert wird.In the next step (block103 ), the currents in the coil arrangements2 (and possibly30 ) are calculated, which creates an auxiliary magnetic field which compensates for the inhomogeneity of the main magnetic field B₀ in the predetermined partial volume. This is explained below with reference toFIGS. 4a to 4c. It is assumed that the shim coils30 are not present, that is to say that the magnetic field inhomogeneity is compensated for solely with the gradient coils.
Fig. 4a zeigt die Abweichung dB₀ des Haupt-Magnetfeldes von seinem Sollwert - normiert auf den Wert des Haupt-Magnetfeldes B₀ - als Funktion des Ortes x. Es sei angenommen, daß das Teilvolumen die Lage x₀ und in x-Richtung die Abmessungen B habe. Die linearen Anteile der lokalen Feldverteilung (um den Punkt x₀ herum) sind über eine Fitprozedur verhältnismäßig einfach zu ermitteln.FIG. 4a shows the deviation DB₀ of the main magnetic field from its desired value - normalized to the value of the main magnetic field B₀ - x as a function of the place. It is assumed that the partial volume has the position x₀ and the dimensions B in the x direction. The linear components of the local field distribution (around the point x₀) are relatively easy to determine using a fit procedure.
Fig. 4b zeigt den räumlichen Verlauf des auf diese Weise ermittelten Gradientenfeldes Gx. Die Steigung dieser Kurve (d. h. der Gradient) ist der Steigung des Magnetfeldes (Fig. 4a) im Punkt x₀ dem Betrage nach gleich, hat aber das entgegengesetzte Vorzeichen.FIG. 4b shows the spatial variation of the gradient field Gx determined in this way. The slope of this curve (ie the gradient) is the same as the slope of the magnetic field (FIG. 4a) at point x₀, but has the opposite sign.
Fig. 4c zeigt das aus der Überlagerung des Haupt-Magnetfeldes (4a) und des Hilfs-Magnetfeldes (entsprechend dem Gradientenfeld Gx) resultierende Gesamt-Magnetfeld. Man erkennt, daß das Gesamt-Magnetfeld in den Teilvolumen mit den Abmessungen B um den Punkt x₀ herum besonders homogen ist, daß aber außerhalb des Teilvolumens die Inhomogenität noch größer sein kann, als die des Haupt-Magnetfeldes.Fig. 4c shows the result of the superposition of the main magnetic field (4 a) and the auxiliary magnetic field (corresponding to the gradient field Gx ) Ge total magnetic field. It can be seen that the total magnetic field in the partial volume with dimensions B around the point x₀ is particularly homogeneous, but that outside the partial volume the inhomogeneity can be even greater than that of the main magnetic field.
Da zwischen dem Strom durch die Gradientenspule und dem davon erzeugten Magnetfeld eine lineare Beziehung besteht, läßt sich der Strom Ixopt relativ einfach ermitteln, der in dem vorgegebenen Teilvolumen die optimale Magnetfeldhomogenität sicherstellt. Dieser Strom Ixopt ist während der gesamten nachfolgenden MR-Sequenz wirksam, d. h. zumindest von der Hochfrequenzanregung des Teilvolumens bis zum Empfangen des darin erzeugten MR-Signals. Im Block103 werden auf analoge Weise die Ströme Iopt ermittelt, die den Gradientenspulen für die y- und die z-Richtung vorgegeben werden müssen.Since there is a linear relationship between the current through the gradientcoil and the magnetic field generatedthereby , the current Ixopt can be determined relatively easily, which ensures the optimal magnetic fieldhomogeneity in the predetermined partial volume. This current Ixopt is active during the entire subsequent MR sequence, that is to say at least from the high-frequencyexcitation of the partial volume to the reception of the MR signal generated therein. In block103 , the currents Iopt are determined in an analogous manner, which currents have to be specified for the gradient coils for the y and z directions.
Im anschließenden Block104 wird aus den vorgegebenen Parametern der nachfolgende MR-Sequenz (Echozeit Größe des Bildfeldes, Typ der Sequenz usw.) der zeitliche Verlauf der Ströme ix(t), iy(t) und iz(t) für die Gradientenspulen2 für die x-, y- und z- Richtung ermittelt. Da die Gradientenfelder in den verschiedenen Phasen der MR-Sequenz unterschiedlich stark sind, handelt es sich hierbei nicht um stationäre sondern um zeitlich veränderliche Ströme.In the subsequent block104 , the temporal course of the currents ix (t), iy (t) and iz (t) for the MR parameters (echo time, size of the image field, type of sequence, etc.) Gradient coils2 determined for the x, y and z directions. Since the gradient fields in the different phases of the MR sequence are of different strengths, these are not stationary currents but currents that change over time.
Im darauf folgenden Block (105) werden die stationären, für die Homogenität des Gesamt-Magnetfeldes in dem vorgegebenen Teilvolumen optimalen Ströme und die im Block104 berechneten, für die MR-Sequenz erforderlichen zeitlich veränderlichen Ströme addiert und dem Gradientenverstärker vorgegeben. Die aus der Addition resultierenden Ströme Ix, Iy und Iz rufen in der Gradientenspulenanordnung einerseits die zur Kompensation der Inhomogenität des Hauptfeldes erforderlichen Hilfs-Magnetfelder und andererseits die für die MR-Sequenz erforderlichen Gradientenfelder hervor. Aus den damit gewonnen MR-Daten läßt sich wiederum das Teilvolumen ableiten, das bei der darauf folgenden MR-Sequenz untersucht werden soll usw. bis die MR-Untersuchung beendet ist (Block106). Dieses Verfahren erfordert, daß die stationären Ströme für die verschiedenen Teilvolumina sehr schnell berechnet werden können, damit die MR-Sequenzen schnell aufeinander folgen können.In the next block (105 ), the stationary currents which are optimal for the homogeneity of the total magnetic field in the predetermined partial volume and the currents which are time-variable and which are calculated in block104 and are required for the MR sequence are added and given to the gradient amplifier. The currents Ix , Iy and Iz resulting from the addition in the gradient coil arrangement on the one hand produce the auxiliary magnetic fields required to compensate for the inhomogeneity of the main field and on the other hand the gradient fields required for the MR sequence. The partial volume that is to be examined in the subsequent MR sequence, etc., can in turn be derived from the MR data thus obtained, until the MR examination has ended (block106 ). This method requires that the steady-state currents for the different partial volumes can be calculated very quickly so that the MR sequences can follow one another quickly.
Fig. 3b zeigt demgegenüber eine Variante, bei der eine derartige Echtzeitberechnung nicht erforderlich ist. Nach der Initialisierung im Block200 wird im Block201 zunächst wiederum der räumliche Verlauf des Haupt-Magnetfeldes B₀ (x,y,z) ermittelt. Danach werden im Block202 für eine Vielzahl von Teilvolumina innerhalb des Untersuchungsbereiches die Ströme berechnet und gespeichert, die in dem betreffenden Teilvolumen das homogenste Gesamtmagnetfeld ergeben. Die Schritte 201 und 202 werden einmal (oder in größeren zeitlichen Abständen wiederholt) mittels eines geeigneten Kalibrierobjektes durchgeführt.FIG. 3b shows, in contrast to a variant in which such a real-time calculation is not required. After the initialization in block200 , the spatial profile of the main magnetic field B₀ (x, y, z) is again determined in block201 . The currents which result in the most homogeneous total magnetic field in the relevant partial volume are then calculated and stored in block202 for a large number of partial volumes within the examination area. Steps 201 and 202 are carried out once (or repeated at larger time intervals) by means of a suitable calibration object.
Die Schritte 203 und 205 erfolgen, wie durch die gestrichelte Horizontale angedeutet, zu einem anderen Zeitpunkt und zwar bei einer MR-Untersuchung, bei der zunächst die Lage eines Teilvolumens vorgegeben wird. Für dieses Teilvolumen sind im Schritt 202 bereits die erforderlichen Einstellströme Iopt berechnet und gespeichert worden, so daß sie im Block203 lediglich aus dem Speicher42 (Fig. 2) ausgelesen werden müssen. Die aus dem Speicher ausgelesenen Stromwerte und die in Abhängigkeit von den Parametern der nachfolgenden Sequenz (im Block204) berechneten, zeitlich veränderlichen Stromwerte ix, iy und iz werden im Block205 addiert und dem Gradientenverstärker vorgegeben. Dies wird wiederholt bis die Untersuchung beendet ist (Block206).As indicated by the dashed horizontal line, steps 203 and 205 take place at a different point in time in an MR examination, in which the position of a partial volume is initially specified. The required settingcurrents Iopt have already been calculated and stored for this partial volume in step 202, so that they only have to be read out from the memory42 (FIG. 2) in block203 . The current values read from the memory and the time-variable current values ix , iy and iz calculated as a function of the parameters of the following sequence (in block204 ) are added in block205 and specified to the gradient amplifier. This is repeated until the investigation is finished (block206 ).
Ein Nachteil dieser Variante besteht darin, daß die Schritte 201 und 202 mittels irgendeines Phantomobjektes durchgeführt werden und nicht an dem zu untersuchenden Patienten. Infolgedessen sind die lokalen Änderungen des Haupt-Magnetfeldes, die durch lokale Änderungen der magnetischen Suszeptibilität in dem Patienten hervorgerufen werden, nicht zu erfassen und nicht zu korrigieren.A disadvantage of this variant is that steps 201 and 202 useof any phantom object and not on thatexamining patient. As a result, the local changes to theMain magnetic field caused by local changes in the magnetic susceptibility in thePatients are evoked not to grasp and not to correct.
Der Vorteil der Erfindung gegenüber dem Stand der Technik besteht darin, daß in einem (kleinen) vorgegebenen Teilvolumen eine wesentlich bessere Homogenität des Gesamt-Magnetfeldes erreicht werden kann, als dies in dem im Vergleich dazu großen Untersuchungsbereich möglich ist. Durch die fortlaufende Anpassung der Hilfs-Magnetfelder an das jeweils untersuchte Teilvolumen sind interventionelle Verfahren möglich, bei denen sich die Lage des Teilvolumens fortlaufend entsprechend der Position eines Katheters oder eines anderen Gegenstandes ändert.The advantage of the invention over the prior art is that ina (small) predetermined partial volume a much better homogeneity of theTotal magnetic field can be achieved as compared to that in thelarge examination area is possible. By continuously adapting theAuxiliary magnetic fields on the partial volume examined are interventionalProcedures possible in which the position of the partial volume is continuouschanges according to the position of a catheter or other object.
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE1996136467DE19636467A1 (en) | 1996-09-07 | 1996-09-07 | Auxiliary magnetic field production method for magnetic resonance diagnosis |
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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| DE1996136467DE19636467A1 (en) | 1996-09-07 | 1996-09-07 | Auxiliary magnetic field production method for magnetic resonance diagnosis |
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| DE19636467A1true DE19636467A1 (en) | 1998-03-12 |
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| DE1996136467WithdrawnDE19636467A1 (en) | 1996-09-07 | 1996-09-07 | Auxiliary magnetic field production method for magnetic resonance diagnosis |
| Country | Link |
|---|---|
| DE (1) | DE19636467A1 (en) |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2792417C1 (en)* | 2019-12-13 | 2023-03-22 | Кабусики Кайся Тосиба | Scanning coil, scanning magnet and method for manufacturing scanning coil |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE4213050A1 (en)* | 1992-04-21 | 1993-10-28 | Siemens Ag | Adjusting offset of gradient current in nuclear spin tomography - nulling difference between pairs of Hf and gradient echo pulses using gradient coil correction current. |
| DE4437443A1 (en)* | 1994-10-19 | 1996-04-25 | Siemens Ag | Nuclear spin tomography appts. with dynamic localised shimming of base magnetic field |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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|---|---|---|---|
| OP8 | Request for examination as to paragraph 44 patent law | ||
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| 8165 | Unexamined publication of following application revoked |