HINTERGRUND DER ERFINDUNG
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Die Erfindung betrifft ein mit magnetischer Kernresonanz
(NMR) arbeitendes Abbildungsverfahren, und spezieller
betrifft sie ein Verfahren zum Auffangen zeitlicher Änderungen
des statischen Magnetfelds bei einem NMR-Abbildungsgerät
(Kernspintomograph) zum Beseitigen von Positionsabweichungen
in einem NMR-Bild bei dessen Messung.
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Ein NMR-Abbildungssystem (einfach als MRI bezeichnet) ist
ein System zum Abbilden anatomischer oder biochemischer
Information auf Grundlage von Protonen oder anderen
Kernteilchen. Das Bild beinhaltet das Bild der Kernspindichte
selbst, das Bild der Kernspindichte hervorgehoben durch eine
Longitudinalrelaxationszeit T&sub1; oder eine
Transversalrelaxationszeit T&sub2;, und das mit T&sub1; berechnete Bild oder das mit T&sub2;
berechnete Bild. NMR-Abbildung ermöglicht es, in Bildform
auf Gewebe bezogene Parameter zu erkennen, was medizinisch
wichtige Information zum Beurteilen von Gewebsanomalitäten
schafft.
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Beim Messen der NMR-Erscheinung wird ein Untersuchungsobjekt
in ein statisches Magnetfeld eingebracht, das durch einen
Permanentmagneten, einen Magneten mit Widerstandsleiter oder
einen Magneten mit Supraleiter erzeugt werden kann, und es
wird mit HF(Hochfrequenz)-Impulsen (oder selektiv erregten
Impulsen) bestrahlt. Anschließend werden die vom Objekt
emittierten Resonanzsignale empfangen. NMR-Abbildung wird
auf solche Weise ausgeführt, daß die NMR-Signale in einem
Zustand gemessen werden, in dem ein Gradientenmagnetfeld
angelegt wird, und danach werden die sich ergebenden Bilder
rekonstruiert. Genauer gesagt, wird das Objekt mit den HF-
Impulsen in einem Zustand bestrahlt, in dem das
Gradientenmagnetfeld
angelegt ist, und die vom Untersuchungsbereich
des Objekts erzeugten NMR-Signale werden als räumliche
Information codiert.
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Das Gradientenmagnetfeld wird dazu verwendet, den Raum zu
codieren, damit die Kernresonanzfrequenz ω in linearer
Beziehung zum Magnetfeld steht. Genauer gesagt, steht, wenn
das Gradientenmagnetfeld räumlich linear bleibt, die
Raumposition des Untersuchungsbereichs in linearer Beziehung zur
Resonanzfrequenz. Demgemäß kann Positionsinformation für das
Objekt dadurch erhalten werden, daß lediglich eine Fourier-
Transformation der NMR-Signale ausgeführt wird, die
zeitliche Information darstellen, um sie auf die Frequenzachse zu
ändern. Dies kann dazu verwendet werden, das Bild zu
rekonstruieren.
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Wenn sich jedoch das statische Magnetfeld ändert, tritt eine
Schwierigkeit hinsichtlich Positionsabweichungen auf. Die
Schwierigkeit hinsichtlich Positionsabweichungen kann in
einem zweidimensionalen Bild und in einer Scheibenrichtung
rechtwinklig dazu individuell berücksichtigt werden.
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Im allgemeinen benötigt ein NMR-Abbildungsgerät für
medizinische Verwendung einige Minuten oder mehr für eine normale
Messung, und es verwendet daher eine Mehrscheibentechnik, um
eine Anzahl von Bildern während einer Messung zu erstellen.
Eine Anzahl von Bildern kann dadurch erhalten werden, daß
Objektscheiben mit selektiv erregten Impulsen mit derjenigen
Mittenfrequenz bestrahlt werden, die der Objektscheibe in
einem Zustand entspricht, in dem das Gradientenmagnetfeld
angelegt ist. Dann wird, wenn das statische Magnetfeld
verändert wird, das Signal an verschiedenen Scheibenpositionen
gegenüber der vorgegebenen Scheibenposition gemessen. Dies
führt zu unerwünschten anatomischen Positionsabweichungen.
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Details zur vorstehenden Erscheinung werden unter Bezugnahme
auf Fig. 1 erläutert. Es ist angenommen, daß die einer
vorgegebenen Scheibenposition entsprechende Mittenfrequenz ω&sub0;
ist, d. h., daß die durch das statische Magnetfeld
festgelegte Mittenfrequenz am Isozentrum ω&sub0; ist. Nun sei angenommen,
daß die vorstehende Mittenfrequenz durch eine Änderung des
statischen Magnetfelds aufgrund der Umgebungstemperatur auf
ω&sub1; verändert wird. In diesem Fall ist, wenn die
Scheibenposition so eingestellt wurde, daß sie der Mittenfrequenz ω&sub0;
entspricht, die Scheibenposition S&sub0;, wie aus der oberen
Frequenzachse von Fig. 1 erkennbar. Wenn jedoch die
Mittenfrequenz aufgrund einer Umgebungstemperaturänderung auf ω&sub1;
verändert wurde, wird die Mittenfrequenz ω&sub1; im Isozentrum der
Mittelpunkt des Gradientenmagnetfelds. Wenn ω&sub1; > ω&sub0; ist, ist
die der Mittenfrequenz ω&sub0; entsprechende Scheibenposition die
Position S&sub1;, die eine solche ist, die in Fig. 1 gegenüber S&sub0;
nach links verschoben ist.
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Auch bei einem zweidimensionalen Bild kommt es in Richtung
der Frequenzcodierung zu Positionsabweichungen, wenn die vom
statischen Magnetfeld bestimmte Frequenz im Isozentrum eines
Raums mit statischem Magnetfeld sich von der angenommenen
Mittenfrequenz unterscheidet.
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Die obige Erscheinung wird im einzelnen unter Bezugnahme auf
die Fig. 2 und 3 erläutert. Die Erfassung von NMR-Signalen
ist als Erstellung des Differenzsignals zwischen der
Frequenz des empfangenen Signals und einer vorgegebenen
Mittenfrequenz definiert. Es sei nun angenommen, daß sich die
vorgegebene Mittenfrequenz ω&sub1; von der Protonenresonanzfrequenz
ω&sub0; unterscheidet, wie sie durch das statische Magnetfeld im
Isozentrum eines Abbildungsraums festgelegt wird.
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Fig. 2 zeigt schematisch die zeitliche Folge bei einer
typischen Spinechomessung. In Fig. 2 zeigt HF die Zeitpunkte des
Einstrahlens von HF-Signalen und deren Einhüllende für
selektive Erregung, Gz zeigt die Zeitpunkte des Anlegens eines
Gradientenmagnetfeldes in Scheibenrichtung; Gy zeigt die
Zeitpunkte des Anlegens eines Gradientenmagnetfelds in
Richtung der Phasencodierung sowie die zugehörigen veränderten
Amplituden; Gx zeigt die Zeitpunkte des Anlegens eines
Gradientenmagnetfelds in Richtung der Frequenzcodierung. SIGNAL
kennzeichnet zu messende NMR-Signale; und ganz unten sind
mehrere Abschnitte der zeitlichen Folge dargestellt.
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Im Abschnitt 1 wird der selektive 90º Erregungsimpuls auf
ein Objekt gestrahlt und es wird auch das
Gradientenmagnetfeld in Scheibenrichtung angelegt. Im Abschnitt 2 wird das
Gradientenmagnetfeld in Phasencodierungsrichtung angelegt,
um für die Rotation von Kernspins abhängig von der Position
in y-Richtung zu sorgen. Im Abschnitt 3 wird kein Signal
angelegt. Im Abschnitt 4 wird der selektive 180º
Erregungsimpuls eingestrahlt und es wird auch das Gradientenmagnetfeld
in Scheibenrichtung angelegt. Im Abschnitt 5 wird das
Gradientenmagnetfeld in Frequenzcodierungsrichtung angelegt und
das NMR-Signal wird gemessen.
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Indessen muß, obwohl während der Abschnitte 1 und 4 der
Impuls mit der Frequenz ωz eingestrahlt wird, im Abschnitt 5,
wenn das NMR-Signal gemessen wird, die Frequenz im
wesentlichen auf die Protonenresonanzfrequenz zurückgestellt werden,
die von der Stärke des statischen Magnetfelds am Isozentrum
im Abbildungsraum bestimmt wird. In diesem Stadium wird,
wenn die vorgegebene Mittenfrequenz ω&sub1;, die im wesentlichen
gleichgroß wie ω&sub0; sein sollte, sich von ω&sub0; unterscheidet,
eine Positionsabweichung in Richtung der Frequenzcodierung
gemessen. Genauer gesagt, wird, wie bereits erwähnt, das
NMR-Signal als Information hinsichtlich der
Differenzfrequenz gegen die Mittenfrequenz gemessen, so daß die Mitte
des sich ergebenden Bilds der Frequenz ω&sub0; entspricht.
Demgemäß
tritt, wenn die vorgegebene Frequenz nicht ω&sub0; sondern ω&sub1;
ist, eine Positionsabweichung in Frequenzcodierungsrichtung
des zweidimensionalen Bilds auf, die der Differenz ω&sub0; - ω&sub1;
entspricht (siehe Fig. 3). Die Richtung der Abweichung hängt
davon ab, ob das Gradientenmagnetfeld zur Frequenzcodierung
in Richtung der x-Achse positiv oder negativ ist.
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Aus der vorstehenden Erläuterung ist erkennbar, daß eine
Änderung der Stärke des statischen Magnetfelds zu einer bei
der Abbildungserzeugung gemessenen Positionsabweichung
führt. Um diesen Nachteil zu umgehen, wird im allgemeinen
die Technik der "Magnetfeldklemmung" verwendet, die von
Kazuo Toori et al "JITSUYO NMR, CW.FT NMR NO TSUKAIKATA", 10.
August 1985, S. 67-69 offenbart ist. Diese
Magnetfeldklemmung ist eine Technik, bei der dann, wenn sich das statische
Magnetfeld gegenüber dem angenommenen zentralen Magnetfeld
in der Mitte der Bilderzeugung verändert, es entsprechend
der Differenz erhöht oder erniedrigt wird, damit es mit dem
vorgegebenen zentralen Magnetfeld übereinstimmt, d. h.
geklemmt wird. Um diese Technik zu realisieren, ist ein einen
Permanentmagneten oder einen Magneten mit Widerstandsdraht
benutzendes NMR-Abbildungsgerät mit Trimmspulen versehen,
die dazu in der Lage sind, das statische Magnetfeld zu
verändern; das angenommene zentrale Magnetfeld wird durch
den Spulenstrom so eingestellt, daß es konstant ist.
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Jedoch weist diese Magnetfeldklemmtechnik die folgenden
Nachteile auf. Wenn ein Magnet mit negativem
Temperaturkoeffizienten verwendet wird, wie bei einem
NMR-Abbildungsgerät mit Permanentmagnet, erzeugt der durch die Trimm- oder
Korrekturspule fließende Strom Wärme, was das statische
Magnetfeld weiter verringert, so daß der Strom weiter erhöht
werden muß. Ein derartiger Teufelskreis kann dadurch
unterbrochen werden, daß das im Permanentmagneten erzeugte
statische Magnetfeld leicht dadurch teilkompensiert wird, daß
immer
ein Strom durch die Trimmspule geleitet wird. Speziell
gilt, daß dann, wenn der durch die Spule zu leitende Strom
zu verringern ist, wenn die Umgebungstemperatur ansteigt und
das vom Permanentmagneten erzeugte statische Magnetfeld
schwächer wird, wodurch das statische Magnetfeld im Zentrum
der Abbildung auf das angenommene Magnetfeld zurückgeführt
werden kann, und es wird auch die Stromerzeugung aufgrund
des verringerten Stroms verringert.
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Eine derartige Anordnung erfordert es jedoch, daß das durch
die Trimmspule teilzukompensierende Magnetfeld dadurch zur
Verfügung gestellt wird, daß die Stärke des
Permanentmagneten erhöht wird. Dies erhöht in unvorteilhafter Weise die
Herstellungskosten für die Erzeugungseinrichtung für das
statische Magnetfeld, die einen Permanentmagneten als NMR-
Abbildungsgerät verwendet.
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GB-A-2 173 001 offenbart ein Verfahren zum Verhindern von
Artefakten in NMR-Bildern durch Korrigieren der Stärke des
statischen Magnetfelds während NMR-Abbildungserzeugung. Zum
Verfahren gehören die Merkmale des Aufzeichnens eines FID-
Signals oder des FID-Teils eines Spinecho- oder durch
Gradienten hervorgerufenen Echosignals beim Fehlen von
Gradientenmagnetfeldern, Fourier-Transformation dieses FID-Signals,
um die Mittenfrequenz ω&sub1; des sich ergebenden
Frequenzspektrums zu erzeugen, und Einstellen der Bezugsfrequenz für die
Phasenermittlung so, daß sie mit der Larmor-Frequenz ω&sub1;
zusammenfällt, oder, alternativ, Einstellen der Stärke des
statischen Magnetfelds oder Korrigieren der
Datensignalphase. Da das FID-Signal direkt nach der Beendigung von
Gradientenimpulsen gemessen wird, kann es jedoch aufgrund von
Wirbelströmen verzerrt sein.
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Ein anderes Verfahren zum Korrigieren des nachteiligen
Einflusses von Magnetfeldänderungen durch Bestimmen der
Spitzenfrequenz
eines FID-Signals und durch entsprechendes
Einstellen der Oszillatorfrequenz ist aus Patent Abstracts of
Japan, Vol. 10, No. 173 (P-469) [2229] bekannt. Es werden
jedoch keine Maßnahmen zur Nachführung der Mittenfrequenz
für den Fall ergriffen, daß die Spitzenfrequenz bei der
ersten Messung nicht richtig erfaßt wurde.
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Ein weiteres NMR-Abbildungsverfahren ist aus WO-A-84/03 773
bekannt, das zusätzliche Spulen zum Aufnehmen von Erregungs-
und Decodiersignalen einsetzt, die dazu verwendet werden,
Drifteffekte zu kompensieren, die im statischen Magnetfeld
auftreten.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
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Es ist eine Aufgabe der Erfindung, ein
NMR-Abbildungsverfahren zu schaffen, das dazu in der Lage ist,
Positionsabweichungen in einem NMR-Bild, wie sie durch zeitliche
Änderungen des statischen Magnetfelds hervorgerufen werden,
leicht zu korrigieren.
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Diese Aufgabe wird durch das im Anspruch dargelegte
Verfahren gelöst.
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Vor der Abbildungserzeugung werden die NMR-Signale, die ohne
Anlegen eines Gradientenmagnetfelds in der
Phasencodierrichtung und eines Gradientenmagnetfelds in der
Frequenzcodierrichtung an das Untersuchungsobjekt gemessen wurden,
Fourier-transformiert, um die Stärke des statischen Magnetfelds
zu erfassen, wodurch der Mittenfrequenz gefolgt wird, um
jegliche Positionsabweichung bei der Abbildungserzeugung zu
beseitigen.
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Um jegliche Positionsabweichung bei der Abbildungserzeugung
zu beseitigen, wird gemäß der Erfindung eine Technik
verwendet,
die die Mittenfrequenz, die sich mit der Änderung des
statischen Magnetfelds ändert, so nachführt, daß die
Mittenfrequenz auf die Stärke des statischen Magnetfelds geklemmt
wird.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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Diese und andere Aufgaben und Merkmale gehen aus der
folgenden Beschreibung in Verbindung mit den beigefügten
Zeichnungen hervor, in denen:
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Fig. 1 eine Darstellung ist, die eine Positionsabweichung in
Scheibenrichtung veranschaulicht;
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Fig. 2 eine Darstellung ist, die die zeitliche Folge beim
Messen von NMR-Signalen bei Abbildungserzeugung mit
zweidimensionaler Fourier-Transformation veranschaulicht;
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Fig. 3 eine Darstellung ist, die eine Positionsabweichung in
einem zweidimensionalen Bild veranschaulicht;
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Fig. 4 ein Blockdiagramm der Gesamtanordnung eines
NMR-Abbildungsgeräts gemäß der Erfindung ist;
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Fig. 5 eine Darstellung ist, das die Beziehung zwischen
einem Gesichtsfeld und einem Bild zeigt;
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Fig. 6 eine Darstellung ist, die die zeitliche Folge beim
Messen einer Mittenfrequenz zeigt;
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Fig. 7 eine Darstellung ist, die ein NMR-Signal und dessen
Fourier-Transformierte zeigt;
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Fig. 8 ein Flußdiagramm ist, das einen Verarbeitungsablauf
bei einem Ausführungsbeispiel der Erfindung zeigt;
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Fig. 9 ein Blockdiagramm ist, das innere Komponentenblöcke
in der CPU in Fig. 4 durch ihr Verarbeitungsflußdiagramin
zeigt.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSBEISPIELE
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Nachfolgend wird ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der
Erfindung erläutert. In Fig. 4, die die Gesamtanordnung eines
NMR-Abbildungsgeräts gemäß der Erfindung zeigt, das
Tomogramme unter Verwendung von NMR-Effekten erzeugt, besteht
das Gerät im wesentlichen aus einem Erzeugungsmagneten 10
für ein statisches Magnetfeld, einer zentralen
Verarbeitungseinheit (CPU) 11, einer Ablaufsteuerung 12, einer
Sendeeinheit 13, einer Empfangseinheit 14, einer
Gradientenmagnetfeld-Einheit 15 und einer Signalverarbeitungseinheit 16.
Der Erzeugungsmagnet 10 für das statische Magnetfeld dient
dazu, um ein zu untersuchendes Objekt 2 (z. B. einen
menschlichen Körper) herum ein starkes und gleichmäßiges
statisches Magnetfeld in Richtung der Körperachse oder in der
Richtung rechtwinklig dazu zu erzeugen. Eine
Magnetfeld-Erzeugungseinrichtung aus einem Permanentmagneten, einem
Magneten mit Widerstandsdraht oder einem supraleitenden
Magneten ist im Raum mit einer bestimmten Ausdehnung um das
Objekt herum angeordnet. Die Ablaufsteuerung 12, die gesteuert
durch die CPU 11 betrieben wird, dient dazu, mehrere
Befehle, wie sie zum Sammeln von Tomogrammdaten für das Objekt 2
erforderlich sind, zu bestimmten Zeitpunkten an die
Sendeeinheit 13, die Gradientenmagnetfeld-Erzeugungseinheit 15
und die Empfangseinheit 14 zu übertragen. Die Sendeeinheit
13 beinhaltet einen Hochfrequenzoszillator 17, einen
Modulator 18, einen Videofrequenzverstärker 19 und eine
Hochfrequenz-Sendespule 20a. Im Betrieb der Sendeeinheit 13 werden
zunächst vom Hochfrequenzoszillator 17 Hochfrequenzimpulse
erzeugt; die so erzeugten Hochfrequenzimpulse werden vom
Modulator 18 abhängig von einem Befehlssignal von der
Ablaufsteuerung 12 so amplitudenmoduliert, daß selektive Erregung
besteht; die amplitudenmodulierten Hochfrequenzimpulse
werden durch den Hochfrequenzverstärker 19 verstärkt, und
anschließend werden sie der in der Nähe des Umfangs des
Objekts 2 angeordneten Hochfrequenzspule 20a zugeführt.
Demgemäß werden hochfrequente elektromagnetische Wellen auf das
Objekt 2 gestrahlt.
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Nachdem ein spezieller Abschnitt des Objekts 2 erregt wurde,
wird die Zufuhr von Hochfrequenzimpulsen angehalten. Dann
werden nach einer bestimmten Zeit schwache
elektromagnetische Wellen vom Objekt 2 abgestrahlt. Um die abgestrahlten
elektromagnetischen Wellen zu empfangen, weist die
Empfangseinheit 14 eine Hochfrequenz-Empfangsspule 20b, einen
Verstärker 21, einen Quadraturphasendetektor 22 und einen A/D-
Umsetzer 23 auf. Beim Betrieb der Empfangseinheit 14 werden
die vom Objekt 2 abgestrahlten schwachen elektromagnetischen
Wellen durch die Hochfrequenz-Empfangsspule 20b erfaßt, die
in der Nähe des Umfangs des Objekts 2 angeordnet ist, und
die erfaßten elektromagnetischen Wellen werden über den
Verstärker 21 und den Quadraturphasendetektor 22 an den A/D-
Umsetzer 23 übertragen, wodurch sie in digitale Werte
umgesetzt werden. Dabei ist die zeitliche Steuerung der
Signalverarbeitung dergestalt, daß die Ausgangssignale des
Quadraturphasendetektors 22 als zwei Reihen von Abtastdaten
abhängig von einem Befehl von der Ablaufsteuerung 22 gesammelt
werden, und die gesammelten Daten werden an die
Signalverarbeitungseinheit 16 übertragen.
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Die Gradientenmagnetfeld-Erzeugungseinheit 15 besteht aus
Gradientenmagnetfeld-Spulen 24, die so ausgebildet sind, daß
sie Magnetfelder in drei rechtwinklig aufeinanderstehenden
Richtungen einer X-, Y- und Z-Achse erzeugen, und aus einer
Gradientenmagnetfeld-Stromversorgung 25, die die jeweiligen
Spulen 24 betreibt. Im Betrieb arbeitet die
Gradientemagnetfeld-Stromversorgung 25 für die jeweiligen Spulen abhängig
von einem Befehl von der Ablaufsteuerung so, daß sie
Gradientenmagnetfelder GX, GY und GZ in den drei Richtungen X,
Y und Z an das Objekt 2 anlegt. Durch Verändern der Art des
Anlegens der Gradientenmagnetfelder kann der
Tomogrammabschnitt für das Objekt 2 wahlweise auf beliebige Winkel zur
Achse eingestellt werden.
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Die Signalverarbeitungseinheit 16 besteht im wesentlichen
aus der CPU 11, einer Aufzeichnungsvorrichtung wie einer
Magnetplatte 26, einem Magnetband 27 usw. und einer
Anzeigevorrichtung 28 wie einer CRT. Im Betrieb werden die in der
CPU 11 bereitgestellten NMR-Signale einer Verarbeitung wie
einer Fourier-Transformation, einer Phasenkorrektur usw.
unterzogen, um ein rekonstruiertes Bild zu erzeugen, wodurch
die Signalintensitätsverteilung für einen bestimmten
Tomogrammabschnitt oder die Verteilung mehrerer Signalgruppen,
die einer geeigneten arithmetischen Operation unterzogen
wurden, für Darstellung auf der Anzeigevorrichtung 28
abgebildet werden. Übrigens sind die Sende- und Empfangsspulen
20a, 20b und die Gradientenmagnetfeld-Spulen 24 im
Abbildungsraum des Erzeugungsmagneten 10 für das statische
Magnetfeld angeordnet, der im Raum um das Objekt 2 liegt.
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Für den als Erzeugungsmagnet 10 für das statische Magnetfeld
zu verwendenden Permanentmagneten wurden verschiedene
Materialien vorgeschlagen. Ein Seltenerdmagnet (Nd-Fe-B) wie er
in jüngster Zeit verwendet wird, weist maximales
Energieprodukt, aber auch einen hohen Temperaturkoeffizienten auf. Er
verfügt über einen sogenannten negativen
Temperaturkoeffizienten dahingehend, daß dann, wenn die Umgebungstemperatur
ansteigt, das erzeugte statische Magnetfeld schwächer wird.
Ein Beispiel hierfür weist einen Temperaturkoeffizienten von
-1.000 ppm/ºC auf. Bei diesem Temperaturkoeffizienten wird,
wenn die Umgebungstemperatur um 1ºC steigt, das statische
Magnetfeld um 1.000 ppm schwächer, was z. B. bei einem
statischen Magnetfeld von 1.000 Gauss (0,1 T) 1 Gauss entspricht.
Für diesen Fall wird nachfolgend beschrieben, mit welchem
Ausmaß im Bild eine Positionsabweichung auftritt.
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Fig. 5 zeigt die Beziehung zwischen einem zweidimensionalen
Bild und einem Gradientenmagnetfeld bei der
Abbildungserzeugung. Es ist angenommen, daß das Gradientenmagnetfeld
überall linear bleibt. Wenn nun angenommen wird, daß das
Gradientenmagnetfeld in Richtung der x-Achse Gx ist, läßt
sich das Magnetfeld B&sub1; an einer bestimmten Position x wie
folgt schreiben:
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B&sub1; = Gx · x (1).
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Wenn angenommen wird, daß die Größe des Gesichtsfelds in
einem zweidimensionalen Bild D ist, wird dann die Differenz ΔB
der Magnetfeldstärke zwischen beiden Enden des
Gesichtsfeldes wie folgt ausgedrückt
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ΔB = Gx · D (2).
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Wenn z. B. das Gradientenmagnetfeld Gx = 0,15 Gauss/cm
(0,15 · 10&supmin;&sup4; T/cm) und D = 30 cm sind, gilt:
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ΔB = 4,5 Gauss (3).
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Demgemäß ergibt sich, wenn angenommen wird, daß sich das
Magnetfeld aufgrund einer Temperaturänderung um 1 Gauss
änderte:
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1/ΔB · D = 6,7 cm (4).
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Dies bedeutet eine Positionsabweichung von 22,2% für das
gesamte Gesichtsfeld. Diese Positionsabweichung tritt auch
mit demselben Ausmaß in Scheibenrichtung auf.
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Der Grund für die Positionsabweichung liegt darin, daß,
obwohl sich das statische Magnetfeld im Objektabbildungsraum
aufgrund der Temperaturänderung geändert hat, sich die
Mittenfrequenz für das angenommene zentrale Magnetfeld in der
Mitte des Abbildungsraums nicht entsprechend änderte.
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Wie es wohlbekannt ist, gilt zwischen einem Magnetfeld B und
der Larmor-Frequenz ω die Beziehung:
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ω = γB,
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wobei γ das gyromagnetische Verhältnis eines festgestellten
Kernspins ist. Z.B. gilt für ein Proton:
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γ = 4.257,59 · 2π (rad/sec)/10&supmin;&sup4; T.
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Demgemäß ist für ein statisches Magnetfeld von 1.000 Gauss
(0,1 T) die NMR-Frequenz 4,25759 MHz. 1 Gauss (10&supmin;&sup4; T)
entspricht 4,26 kHz.
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Es tritt eine Schwierigkeit aufgrund der Tatsache auf, daß
das NMR-Signal unter der Annahme gemessen wurde, daß die
Mittenfrequenz auf 4,25759 Hz bleibt, obwohl die Stärke des
statischen Magnetfelds um 1 Gauss (10&supmin;&sup4; T) abnahm und sich
die Mittenfrequenz demgemäß auf den folgenden Wert änderte:
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4,25759 - 0,00426 = 4,25333 MHz.
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Da das NMR-Signal durch Fourier-Transformation wieder
hergestellt wird, wird ein Bild erzeugt, dessen Ursprung in der
Richtung verschoben ist, die der durch die
Temperaturänderung hervorgerufenen Differenzfrequenz von 4,26 kHz
entspricht.
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Um diese Schwierigkeit zu überwinden, wird bei der Erfindung
anstelle der herkömmlichen Magnetfeld-Klemmtechnik eine
Technik verwendet, bei der die Mittenfrequenz nachgeführt
wird. Die Mittenfrequenz-Nachführtechnik gemäß der Erfindung
dient dazu, die vorstehend genannte Differenzfrequenz zu
null zu machen, und spezieller dient sie dazu, immer die
Änderung der Stärke des statischen Magnetfelds zu überwachen,
um dafür zu sorgen, daß die Mittenfrequenz der Änderung
folgt.
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Fig. 6 zeigt eine zeitliche Folge für das Messen der
Mittenfrequenz. In Fig. 6 haben Bezugssymbole dieselben
Bedeutungen wie bei Fig. 3.
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In der Zeitfolge von Fig. 6 ist angenommen, daß die
Mittenfrequenz zuvor auf einen angenommenen Wert ω&sub0; eingestellt
war. So ist der selektiv erregte Signalverlauf ein
amplitudenmodulierter Verlauf von Sinussignalen bei der Frequenz
ω&sub0;. Im Abschnitt 1 wird der amplitudenmodulierte, selektiv
erregende 90º-Hochfrequenzimpuls der Frequenz ω&sub0; auf das
Objekt gestrahlt, und es wird auch das Gradientenmagnetfeld in
Scheibenrichtung Gz angelegt. Im Abschnitt 2 wird kein
Signal an das Objekt angelegt. Im Abschnitt 3 wird der
amplitudenmodulierte, selektiv erregende 180º-Hochfrequenzimpuls
auf das Objekt gestrahlt und es wird auch das
Gradientenmagnetfeld in Scheibenrichtung Gz angelegt. Alternativ wird
das Gradientenmagnetfeld in der Frequenzcodierrichtung Gx
angelegt und umgekehrt. So wird der Kernspin in einem
speziellen Tomogrammabschnitt in einem rotierenden
Koordinatensystem umgedreht. Im Abschnitt 4 wird das NMR-Signal ohne
das Anlegen irgendeines Gradientenmagnetfelds gemessen.
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Da die so gemessenen NMR-Signale ohne Anlegen des
Gradientenmagnetfelds in der Frequenzcodierrichtung Gx und des
Gradientenmagnetfelds in der Phasencodierrichtung Gy gesammelt
wurden, beinhalten die Fourier-Transformationen derselben
keine Positionsinformation bezogen auf den Kernspin im
erregten Tomogrammabschnitt und sie bilden ein Spektrum, das
in einem Spektroskopiebereich zu verwenden ist. So ist die
Abszisse im Fourier-transformierten Bereich eine
frequenzmäßige. Fig. 7(a) veranschaulicht das auf die oben angegebene
Weise gemessene NMR-Signal, wobei auf der Abszisse die Zeit
aufgetragen ist. Fig. 7(b) veranschaulicht die zugehörige
Fourier-Transformierte, wobei auf der Abszisse die Frequenz
aufgetragen ist.
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Wenn die durch die Stärke des statischen Magnetfelds
festgelegte Mittenfrequenz ω&sub1; sich von der angenommenen
Mittenfrequenz ω&sub0; unterscheidet, liegt, wie dies aus Fig. 7(b)
erkennbar ist, der Spitzenwert des Spektrums nicht im Ursprung
der Spektrumskoordinate, sondern an einer Position mit einer
Abweichung von ω&sub1; - ω&sub0;. Daher wird, damit die
Resonanzfrequenz mit der Mittenfrequenz übereinstimmt, die obige
Differenzfrequenz ω&sub1; - ω&sub0; zur zuvor angenommenen Mittenfrequenz
ω&sub0; addiert, um dadurch eine neue Mittenfrequenz zu schaffen.
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Ein konkreter Verarbeitungsablauf für das
Ausführungsbeispiel der Erfindung wird in Verbindung mit Fig. 8 erläutert.
Zunächst wird eine geeignete Mittenfrequenz ω&sub0; eingestellt
(Schritt 101). Danach wird eine Messung des NMR-Signals
ausgeführt, ohne daß Gradientenmagnetfelder außer dem
Gradientenmagnetfeld in Scheibenrichtung angelegt werden (Schritt
102). Das so erhaltene digitale Signal wird in einer
Richtung Fourier-transformiert (Schritt 103), einer
Absolutwertverarbeitung für eine komplexe Zahl unterzogen (Schritt
104), und danach wird der Spitzenwert des so erstellten
Spektrums ermittelt (Schritt 105). Wenn dieser Spitzenwert
höher als der Rauschsignalpegel ist (Schritt 106, "JA"),
wird die den Spitzenwert kennzeichnende Differenzfrequenz Δω
berechnet und es wird eine neue Mittenfrequenz ω&sub1;
eingestellt
(Schritt 107), die wie folgt gegeben ist:
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ω&sub1; = ω&sub0; + Δω (6).
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Wenn der Spitzenwert dem Rauschsignalpegel entspricht oder
kleiner ist (Schritt 106, "NEIN"), wird die zuvor
eingestellte Frequenz ω&sub0; in einen anderen Frequenzbereich
verschoben (Schritt 108). Selbst wenn der Frequenzbereich auf
diese Weise geändert wird, wird unter Umständen kein
Spitzenwert innerhalb des spezifizierten Frequenzbereichs
erhalten (Schritt 109, "NEIN"). Dann wird die Verarbeitung wegen
der Entscheidung, daß eine Anomalität des Meßsystems
vorliegt, beendet (d. h. anomale Beendigung) (Schritt 110). Wenn
dies nicht der Fall ist (Schritt 109, "JA"), kehrt die
Verarbeitung zum Schritt des Messens des NMR-Signals zurück.
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Die obige Verarbeitung kann durch eine zugeordnete Hardware
auf solche Weise erfolgen, wie es in Fig. 9 dargestellt ist.
Fig. 9 zeigt innere Komponentenblöcke in der CPU von Fig. 4
in der Folge des Flußdiagramms der von ihnen ausgeführten
Verarbeitung. Jedoch ist zu beachten, daß Fig. 4 die
Hauptkomponenten des gesamten NMR-Abbildungsgeräts zeigt, während
Fig. 9 die Funktionen der Hauptkomponenten beim
Ausführungsbeispiel der Erfindung flußdiagrammäßig zeigt, weswegen
mehrere Blöcke mit derselben Bezugsziffer in Fig. 4 enthalten
sind. Auch ist zu beachten, daß die Blöcke in Fig. 9, die in
Fig. 4 nicht dargestellt sind, in der CPU 11, der
Magnetplatte 26 oder dem Magnetband 27 enthalten sind.
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Bei der in Fig. 9 dargestellten Verarbeitung wird zunächst
im Hochfrequenzoszillator 17 durch eine
Mittenfrequenz-Einstell-I/F-Einheit (Interface) 30 eine angenommene
Mittenfrequenz ω&sub0; eingestellt. Danach wird die Ablaufsteuerung 12
durch eine Meßstart-I/F-Einheit 31 betätigt, um die Messung
des NMR-Signals zu starten. Danach werden das
Gradientenmagnetfeld
in der Frequenzcodierrichtung und das
Gradientenmagentfeld in der Phasencodierrichtung nicht angelegt. Die vom
A/D-Umsetzer 23 während der Messung digitalisierten
NMR-Signale werden über eine Datensammelschaltung 32 in einem
eindimensionalen Pufferspeicher 33 abgespeichert. Wenn die
Messung abgeschlossen ist, wird der Inhalt des eindimensionalen
Pufferspeichers durch eine FFT(schnelle
Fourier-Transformation)-Arithmetikeinrichtung 34 Fourier-transformiert. Die
sich ergebenden Daten werden an einen eindimensionalen
Pufferspeicher 35 übertragen. Da die Meßdaten komplexe Daten
sind, die jeweils aus einem reellen und einem imaginären
Teil bestehen, werden ihre Absolutwerte durch eine Komplex/
Absolut-Wert-Arithmetikeinrichtung 36 berechnet, und die
Absolutwerte werden an einen eindimensionalen Pufferspeicher
37 übertragen. Der Spitzenwert unter den Absolutwerten wird
durch eine Spitzenwerterfassung-Arithmetikeinrichtung 38
entnommen und in ein Register 39 geladen.
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Der in das Register 39 geladene Wert wird von einem
Komparator 40 mit einem vorgegebenen Störsignalpegel verglichen.
Wenn er so groß ist wie der Störsignalpegel oder kleiner,
erfolgt aufgrund der Beurteilung, daß der Spitzenwert nicht
richtig erfaßt wurde, eine Einstellung auf einen anderen
Frequenzbereich. Genau gesagt, wird dies dadurch ausgeführt,
daß zur aktuellen Mittenfrequenz in der
Frequenzbereicheinstell-I/F-Einheit 30 ein bestimmter Wert dazugezählt oder
von dieser abgezogen wird. Ob der Frequenzbereich innerhalb
eines vorgegebenen Rahmens liegt oder nicht, wird in einem
Komparator 42 beurteilt. Wenn dies nicht der Fall ist, wird
die Verarbeitung anomal beendet. Wenn der Frequenzbereich
innerhalb des Rahmens liegt, kehrt die Verarbeitung zur
Mittenfrequenzeinstell-I/F-Einheit 30 zurück, um erneut die
oben angegebene Erfassung des Spitzenwerts zu beginnen.
Übrigens wird der Rahmen zum Spezifizieren des zu verwendenden
Frequenzbereichs im Komparator 42 voreingestellt.
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Wenn festgestellt wurde, daß der Spitzenwert nicht kleiner
als der Störsignalpegel ist, wird von einer
Differenzfrequenz-Berechnungsschaltung 43 die Differenzfrequenz zur
Mittenfrequenz berechnet. Die Differenzfrequenz wird von einem
Addierer 44 zur aktuellen Mittenfrequenz addiert. Die so
erhaltene Frequenz wird über die Mittenfrequenz-I/F-Einheit 30
als neue Mittenfrequenz im Hochfrequenzoszillator 17
eingestellt. So wird die Verarbeitung beendet.
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Wie oben angegeben, kann, wenn die Mittenfrequenz gemäß der
Erfindung vor der NMR-Abbildungserzeugung gemessen wird,
eine von Positionsabweichungen freie Messung ausgeführt
werden, ohne daß die Magnetfeld-Klemmtechnik verwendet wird.
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Obwohl beim oben angegebenen Ausführungsbeispiel selektive
Erregungs-Hochfrequenzimpulse von 90º und 180º verwendet
wurden, die vom Anlegen eines Gradientenmagnetfelds in
Scheibenrichtung begleitet werden, ist zu beachten, daß auch
nichtselektive Erregungspulse verwendet werden können.
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Demgemäß können gemäß der Erfindung von
Positionsabweichungen freie Bilder durch das Vorsehen nur einfacher
Einrichtungen erzeugt werden, ohne daß das Erfordernis des
Bereitstellens von Trimmspulen zur Korrektur eines statischen
Magnetfelds und einer Schaltung für Magnetfeldklemmung
besteht.