DE102005061567B3

DE102005061567B3 - Verfahren, Vorrichtung und Computerprogrammprodukt zur Justage der Feldstärke von Hochfrequenzpulsen sowie ein Magnetresonanz-Messsystem dazu

Info

Publication number: DE102005061567B3
Application number: DE102005061567A
Authority: DE
Inventors: Thorsten Dr. Feiweier; Peter Dr. Heubes; Thorsten Dr. Speckner
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2005-12-22
Filing date: 2005-12-22
Publication date: 2007-08-23
Anticipated expiration: 2025-12-23
Also published as: CN1987510B; US7573266B2; US20070145975A1; CN1987510A

Abstract

Es wird ein Verfahren zur Justage der Feldstärke von Hochfrequenzpulsen, welche bei einer Magnetresonanz-Messung von einer Hochfrequenzantenne (4) eines Magnetresonanz-Messsystems (1) ausgesendet werden, beschrieben. Dabei wird zunächst durch Aussendung von Hochfrequenzpulsen (HFA, HFR1, HFR2) mit einer definierten Pulsamplitude von der betreffenden Hochfrequenzantenne (4) eine Probevolumenschicht (VP) angeregt und es werden entlang einer Erstreckungsrichtung (x) der Probevolumenschicht (VP) eindimensional ortsaufgelöst Kennwerte (alpha(x)) ermittelt, welche jeweils eine lokale Feldstärke des B1-Felds in senkrecht zur Erstreckungsrichtung (x) verlaufenden Streifen (S) der Probevolumenschicht (VP) repräsentieren. Dann wird zumindest über einen bestimmten Abschnitt (a, a', a'') entlang der Erstreckungsrichtung (x) der Probevolumenschicht (VP) ein Mittelwert (alphaM) der ermittelten Kennwerte gebildet. Schließlich wird auf Basis des Mittelwerts (alphaM) eine für die durchzuführende Magnetresonanz-Messung einzustellende Pulsamplitude der Hochfrequenzpulse ermittelt. Außerdem wird ein entsprechendes Magnetresonanz-Messsystem (1) beschrieben, bei dem eine Justage mit einem solchen Verfahren möglich ist.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Justage der Feldstärke von Hochfrequenzpulsen, welche bei einer Magnetresonanz-Messung von einer Hochfrequenzantenne eines Magnetresonanz-Messsystems ausgesendet werden. Darüber hinaus betrifft die Erfindung ein Magnetresonanz-Messsystem mit einer Hochfrequenzantenne und mit einer entsprechenden Justageeinrichtung zur Justage der Feldstärke von Hochfrequenzpulsen, die bei einer Magnetresonanz-Messung von der Hochfrequenzantenne ausgesendet werden.
Bei der Magnetresonanztomographie (MR-Tomographie), auch Kernspintomographie genannt, handelt es sich um eine inzwischen weit verbreitete Technik zur Gewinnung von Bildern vom Körperinneren eines lebenden Untersuchungsobjekts. Um mit diesem Verfahren ein Bild zu gewinnen, muss zunächst der Körper bzw. der zu untersuchende Körperteil des Patienten oder Probanden (d.h. das Untersuchungsobjekt) einem möglichst homogenen statischen Grundmagnetfeld (meist als B₀-Feld bezeichnet) ausgesetzt werden, welches von einem Grundfeldmagneten des Magnetresonanz-Messsystems erzeugt wird. Diesem Grundmagnetfeld werden während der Aufnahme der Magnetresonanzbilder schnell geschaltete Gradientenfelder zur Ortskodierung überlagert, die von sog. Gradientenspulen erzeugt werden. Außerdem werden mit Hochfrequenzantennen Hochfrequenzpulse einer definierten Feldstärke in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt. Die magnetische Flussdichte dieser Hochfrequenzpulse wird üblicherweise mit B₁ bezeichnet. Das pulsförmige Hochfrequenzfeld wird daher im Allgemeinen auch kurz B₁-Feld genannt. Mittels dieser Hochfrequenzpulse werden die Kernspins der Atome im Untersuchungsobjekt derart angeregt, dass sie um einen so genannten „Anregungsflipwinkel" (im Folgenden auch kurz „Flipwinkel" genannt) aus ihrer Gleichge wichtslage parallel zum Grundmagnetfeld B₀ ausgelenkt werden. Die Kernspins präzedieren dann um die Richtung des Grundmagnetfelds B₀. Die dadurch erzeugten Magnetresonanzsignale werden von Hochfrequenzempfangsantennen aufgenommen. Bei den Empfangsantennen kann es sich entweder um die gleichen Antennen, mit denen auch die Hochfrequenzpulse ausgestrahlt werden, oder um separate Empfangsantennen handeln. Die Magnetresonanzbilder des Untersuchungsobjekts werden schließlich auf Basis der empfangenen Magnetresonanzsignale erstellt. Jeder Bildpunkt im Magnetresonanzbild ist dabei einem kleinen Körpervolumen, einem so genannten „Voxel", zugeordnet und jeder Helligkeits- oder Intensitätswert der Bildpunkte ist mit der aus diesem Voxel empfangenen Signalamplitude des Magnetresonanzsignals verknüpft.
Vor der eigentlichen MR-Bildgebung müssen die so genannten patientenspezifischen Justagen durchgeführt werden, um die vom Messobjekt abhängigen Systemgrößen zu ermitteln. Dazu gehört unter anderem die Justage der Feldstärke der Hochfrequenzpulse, d.h. der HF-Pulsamplituden. Hierbei wird der Tatsache Rechnung getragen, dass die Sendeantenne untersuchungsobjektabhängig gedämpft wird und demzufolge die Pulsamplituden des HF-Leistungsverstärkers, die zur Erzielung der gewünschten B1-Felder bzw. Flipwinkel im Untersuchungsobjekt notwendig sind, entsprechend objektabhängig variieren. Bei einer homogenen Flipwinkelverteilung innerhalb des Objektes liegt eine eindeutige Beziehung zwischen Pulsamplitude des Hochfrequenzpulses und der Amplitude des B₁-Felds und damit auch dem erzieltem Flipwinkel α gemäß der Gleichung
vor, die im Allgemeinen einer linearen Funktion folgt. Dabei ist γ das gyromagnetische Verhältnis, welches für die meisten Kernspinuntersuchungen als feststehende Materialkonstante an gesehen werden kann, und τ die Einwirkdauer des Hochfrequenzpulses.
Die Annahme eines homogenen HF-Feldes innerhalb des Untersuchungsobjekts wird jedoch durch folgende Einflussfaktoren verletzt:

– Durch die Wechselwirkung des HF-Feldes mit dem menschlichen Körper kann, bedingt durch die dielektrischen und elektrischen Eigenschaften der verschiedenen Gewebetypen, nicht mehr von einer homogenen B₁-Verteilung ausgegangen werden. Stattdessen liegt über das Körpervolumen hinweg betrachtet eine starke Variation der B₁-Amplituden und -Phasen vor.
– Die endliche Ausdehnung der die HF-Pulse erzeugenden Antennenelemente bedingt nur in einem limitierten Volumen eine hinreichende B₁-Homogenität. Diese Ortsabhängigkeit ist jedoch im Vergleich zum oben genannten Punkt nur schwach ausgeprägt und meist in ihrer radialen Abhängigkeit monoton. Sie stellt daher – insbesondere bei hohen Feldstärken – für die Pulskalibrierung im Alltag nur ein untergeordnetes Problem dar.

Ein Hochfrequenzpuls mit einer definierten Pulsamplitude führt folglich aus oben genannten Gründen nicht zu einem fest definierten Flipwinkel über das gesamte angeregte Volumen, sondern zu einer Vielfalt von erzielten Flipwinkelwerten. Die Flipwinkelverteilung ist dabei im Allgemeinen eine Funktion der elektrischen und dielektrischen Eigenschaften des Objektes und ihrer geometrischen Verteilung. Diese Flipwinkelvariation über das betrachtete Volumen führt zwangsläufig zu einer Mehrdeutigkeit bei der Pulskalibrierung.
Insbesondere bei hohen Feldstärken werden z. B. bei der Bildgebung im Abdomen häufig im Körperzentrum Bereiche mit stark reduzierter B₁-Amplitude beobachtet. Gleichzeitig existieren aber auch Regionen mit stark erhöhter B₁-Amplitude. Wird der von einer Messsequenz angeforderte Flipwinkel regional nicht erreicht bzw. überstiegen, führt dies zu eingeschränkter Bildqualität in diesen Regionen, z. B. zu einer nur schwachen Signalstärke und einem geringen Kontrast.
Bei einem bisher üblicherweise eingesetzten Justageverfahren wird die Mehrdeutigkeit durch eine komplexe Mittelung über Teile des signalgebenden Volumens partiell aufgehoben. Hierzu erfolgt eine Justage der Pulsamplitude gegenwärtig beispielsweise mit folgendem MR-Experiment, dessen Pulssequenz in 1 schematisch dargestellt ist:
Es wird eine Pulssequenz mit drei HF-Pulsen (mit den Soll-Flipwinkeln α_S, 2α_S, α_S) verwendet, wobei ein durch diese Pulssequenz erzeugtes primäres Echosignal SE und ein stimuliertes Echosignal STE betrachtet werden.
Während der HF-Anregung und des Signalempfangs liegt zeitgleich ein konstantes Gradientenfeld G_z in einer z-Richtung (in der Regel der Richtung des Grundmagnetfelds B₀) des Tomographen an, so dass eine ebene zweidimensionale Schicht zentral im menschlichen Körper angeregt wird. Das empfangene Signal ist dementsprechend das räumlich integrale Signal aus dem gesamten Schichtvolumen.
Nach einer Fouriertransformation beider Echosignale SE, STE werden für die Flipwinkelberechnung die Frequenzanteile S_SE und S_STE des primären Echosignals SE und des stimulierten Echosignals STE, d.h. die Amplituden der Signale bei der zentralen Frequenz f = 0 des Spektrums, herangezogen. Das Ergebnis ist ein in der zentralen Schicht vorliegender "mittlerer" Flipwinkel α, der bei einer angelegten Pulsamplitude erreicht wurde, wobei die mit der B₁-Phase multiplizierten Signalamplituden S_SE, S_STE inhärent komplex gemittelt werden:
Hierbei bezeichnet T1 die mittlere Relaxationszeit des gesamten signalgebenden Gewebes und ΔT den Abstand zwischen dem zweiten und dem dritten HF-Puls der anregenden Pulssequenz.
Daraus kann eine neue Pulsamplitude bestimmt werden, die notwendig ist, um ein gewünschtes B₁-Feld zu erzielen. Die so ermittelte Pulsamplitude kann dann durch eine erneute Messung verifiziert und ggf. nochmals angepasst werden. Dies ist insbesondere deshalb notwendig, durch die komplexe Mittelung – bei der die ortsabhängige, zum jeweiligen Echo beitragende Magnetisierung komplex, also nach Betrag und Phase aufaddiert wird – der Zusammenhang zwischen Pulsamplitude und berechnetem Flipwinkel nicht mehr zwingend linear ist, sondern bei hohen Pulsamplituden sättigt und ggf. sogar seine Monotonie verliert.
Ein Nachteil dieses Verfahrens ist folglich neben der genannten Nichtlinearität insbesondere die Tatsache, dass die Optimierung der Pulsamplitude auf einem über das gesamte Volumen komplex gemittelten Flipwinkel beruht. Liegt dann der für die Bildgebung relevante Bereich in Regionen mit vergleichsweise hoher bzw. niedriger B₁-Amplitude, so stimmt der von der Sequenz angeforderte nominale Flipwinkel nicht mit dem tatsächlichen Flipwinkel überein, was zu Einschränkungen in der Bildqualität führt.

In der WO 2005/043182 A1 wird ein Verfahren zur Justage des B₁-Felds für eine Mehrschicht-Magnetresonanzmessung beschrieben, bei dem für jede einzelne Schicht ein B₁-Feld-Wert ermittelt wird, der das B₁-Feld in einem bestimmten ausgewählten Gebiet in der betreffenden Schicht repräsentiert. Zur Ermittelung dieses B₁-Feld-Werts werden verschiedene Verfahren vorgeschlagen, wie z. B. eine Simulationsberechnung unter Verwendung eines nichthomogenen Modells der interessierenden Region des Untersuchungsobjekts oder eine Messung des B₁-Felds über die interessierende Region des Untersuchungsobjekts oder eines passenden nichthomogenen Phantoms. Auch hierbei erfolgt jedoch immer eine Mittelung des B₁-Felds über das für die Messung relevante Gebiet der jeweiligen Schicht.

Alternativ existieren zur B₁-Betrags- und -Phasenbestimmung im Rahmen einer Justage auch zweidimensional ortsaufgelöste Verfahren. Damit kann eine ortspezifische Pulsamplitudenkalibrierung erfolgen. Insbesondere wird dann für hinreichend kleine Regionen der monotone bzw. lineare Zusammenhang zwischen Pulsamplitude und gemessenem B1-Feld wieder hergestellt. Die für die Pulskalibrierung berücksichtigten Regionen entsprechen dann beispielsweise den betrachteten Regionen im Rahmen der klinischen Bildgebung.

Ein Verfahren zur ortsaufgelösten Messung der B₁-Feldverteilung wird in der DE 103 38 075 A1 beschrieben. Hierzu wird eine Doppelecho-Hochfrequenzpulssequenz mit einem schichtselektiven Anregungspuls und zwei Refokussierungspulsen ausgesendet, um ein Doppelecho zu erzeugen. Dabei werden in einer mittels des Anregungspulses festgelegten Anregungsschicht durch Aussendung von geeigneten Gradientenpulsen ein erstes Echo-Signal und ein zweites Echo-Signal ortsaufgelöst gemessen. Anhand der Verhältnisse der Amplituden der an den verschiedenen Orten gemessenen ersten und zweiten Echo-Signale werden jeweils die an den betreffenden Orten in der betreffenden Schicht vorliegenden Flipwinkel und somit die B₁-Feldstärken an diesen Orten bestimmt.

Ein Nachteil dieser Verfahren liegt jedoch in der – im Vergleich zum zuvor beschriebenen integrativen Verfahren – langen Messzeit, die durch die notwendige Abfolge von N Phasenkodierschritten bedingt ist, wobei N die Matrixgröße in Phasenkodierrichtung bezeichnet. Ein weiterer Nachteil liegt in der höheren Empfindlichkeit auf Bewegungen des Untersuchungsobjekts, d. h. des menschlichen Körpers, während der Messzeit.

Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Alternative zu dem vorgenannten Stand der Technik zu schaffen, die eine möglichst schnelle und genaue Justage der Feldstärke von Hochfrequenzpulsen für MR-Messungen ermöglicht.

Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren gemäß Patentanspruch 1 und durch eine Magnetresonanz-Messeinrichtung gemäß Patentanspruch 14 gelöst.

Bei dem Verfahren wird erfindungsgemäß zunächst durch Aussendung von Hochfrequenzpulsen mit einer definierten Pulsamplitude von der betreffenden Hochfrequenzantenne eine Probevolumenschicht innerhalb des in einem Messraum des Magnetresonanz-Messsystems befindlichen Untersuchungsobjekts angeregt. Entlang einer Erstreckungsrichtung der Probevolumenschicht werden dabei eindimensional ortsaufgelöst Kennwerte ermittelt, welche jeweils eine lokale Feldstärke des B₁-Felds in senkrecht zur Erstreckungsrichtung verlaufenden Streifen der Probevolumenschicht repräsentieren. Das heißt, die Kennwerte sind in einer definierten Weise ein Maß für das jeweils in einem stabförmigen Teilvolumen der Probevolumenschicht vorliegende B₁-Feld, wobei die stabförmiges Teilvolumen senkrecht zur Erstreckungsrichtung verlaufen und durch ihre Positionskoordinate entlang der Erstreckungsachse räumlich lokalisiert sind.

Es wird dann zumindest über einen bestimmten Abschnitt entlang der Erstreckungsrichtung der Probevolumenschicht ein Mittelwert der zuvor ermittelten Kennwerte gebildet. Schließlich wird auf Basis des Mittelwerts eine Pulsamplitude der Hochfrequenzpulse ermittelt, die für die durchzuführende Magnetresonanz-Messung zumindest in einem bestimmten Volumenbereich des Untersuchungsobjekts einzustellen ist.

Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren wird durch die eindimensionale Ortsauflösung vorteilhafterweise eine ortsselektive Pulsamplitudenkalibrierung ermöglicht. Durch die Reduktion der inhärenten Mittelung auf schmale streifenförmige Volumina senkrecht zu einer Erstreckungsachse in der Probenvolumenschicht werden die oben beschriebenen, auf der komplexen Addition der in Betrag und Phase variierenden Magnetisierungen beruhenden nachteiligen Effekte, wie die Nichtlinearität des Zusammenhangs zwischen Pulsamplitude und ermitteltem Flipwinkel sowie die unzutreffende Flipwinkelbestimmung für die betrachtete Körperregion, reduziert oder sogar vollständig vermieden. Im Vergleich zu einem zweidimensional ortsaufgelösten Verfahren ist dabei jedoch die Messung in 1/N der Messzeit des zweidimensional ortsaufgelösten Verfahrens möglich.

Ein zur Durchführung des Verfahrens geeignetes Magnetresonanz-Messsystem weist erfindungsgemäß eine Justageeinrichtung zur Justage der Feldstärke von Hochfrequenzpulsen auf, die bei einer Magnetresonanz-Messung von einer Hochfrequenzantenne des Magnetresonanz-Messsystems ausgesendet werden, welche folgende Komponenten umfasst:

– eine Kennwertermittlungseinheit, die so ausgebildet ist, dass sie eine Aussendung von Hochfrequenzpulsen mit einer definierten Pulsamplitude von der betreffenden Hochfrequenzantenne veranlasst, um eine Probevolumenschicht anzuregen, und dass sie entlang einer Erstreckungsrichtung der Probevolumenschicht eindimensional ortsaufgelöst Kennwerte ermittelt, welche jeweils eine lokale Feldstärke des B₁-Felds in senkrecht zur Erstreckungsrichtung verlaufenden Streifen der Probevolumenschicht repräsentieren;
– eine Mittelwertbildungseinheit, welche ausgebildet ist, um zumindest über einen bestimmten Abschnitt entlang der Erstreckungsrichtung der Probevolumenschicht einen Mittelwert der ermittelten Kennwerte zu bilden;
– eine Amplitudenermittlungseinheit, welche ausgebildet ist, um auf Basis des Mittelwerts eine für die durchzuführende Magnetresonanz-Messung einzustellende Pulsamplitude der Hochfrequenzpulse zu ermitteln.

Die abhängigen Ansprüche enthalten jeweils besonders vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung, wobei insbesondere das erfindungsgemäße Magnetresonanz-Messsystem auch analog zu den Merkmalen der abhängigen Ansprüche des erfindungsgemäßen Verfahrens weitergebildet sein kann.

Grundsätzlich können als Kennwerte beliebige Messwerte herangezogen werden, die das B₁-Feld in dem betreffenden stabförmigen Teilvolumen, d. h. an dem betreffenden Ort bezüglich der Erstreckungsrichtung, repräsentieren. Bei einem besonders bevorzugten Ausführungsbeispiel wird jedoch jeweils an einem Ort entlang der Erstreckungsrichtung als Kennwert ein in einem senkrecht zur Erstreckungsrichtung verlaufenden Streifen der Probevolumenschicht vorliegender mittlerer Flipwinkel ermittelt, der bei der Anregung in dem betreffenden Volumenstreifen induziert wurde. Das heißt, hier wird – wie bei dem zunächst beschriebenen Verfahren – wieder der erzielte Flipwinkel komplex gemittelt, so dass sich aufgrund von Phasenvariationen destruktive Bereiche überlagern. Da jedoch – anders als in dem eingangs beschriebenen Fall – lediglich ein Streifen der Probevolumenschicht erfasst wird, treten zwangsläufig weniger Phasenvariationen auf, als wenn eine solche komplexe Mittelung über das gesamte zweidimensionale Volumen der Probevolumenschicht erfolgt.

Die Mittelwertbildung über die einzelnen Kennwerte innerhalb des betrachteten Abschnittes kann grundsätzlich auf sehr einfache Weise erfolgen. Das heißt, dass z. B. sämtliche Kennwerte gleich gewichtet werden. Vorzugsweise werden jedoch bei der Mittelwertbildung die Kennwerte mit einem Wichtungsfaktor gewichtet. Dieser Wichtungsfaktor ist vorteilhafterweise ortsabhängig.

Bei einem besonders bevorzugten Ausführungsbeispiel wird der Wichtungsfaktor in Abhängigkeit von einer Messwert-Amplitude gewählt, welche bei der ortsaufgelösten Ermittlung der Kennwerte an dem betreffenden Ort gemessen wurde. Dabei kann beispielsweise direkt der Betrag der Amplitude gewählt werden. Grundsätzlich kann aber auch eine beliebige Funktion der Messwertamplitude, beispielsweise eine quadratische Funktion oder eine Wurzelfunktion der Messwertamplitude, verwendet werden.

Sofern die eindimensional ortsaufgelöste Messung der Kennwerte mit einer Spinechomesssequenz durchgeführt wird, wird der Wichtungsfaktor in Abhängigkeit von einer an dem betreffenden Ort gemessenen Echoamplituden gewählt. Beispielsweise kann bei den klassischen Spinechoverfahren, bei Gradientenechoverfahren, bei Turbospinechoverfahren, bei EPI-Verfahren o. Ä. die primäre Spinechoamplitude verwendet werden.

Der Vorteil eines Wichtungsfaktors in Abhängigkeit von einer Messwertamplitude, insbesondere einer Echoamplitude, liegt darin, dass eine Selbstgewichtung durchgeführt wird, in der Bereiche mit einem hohen Signal stark gewichtet werden und Bereiche mit weniger Signal entsprechend geringer gewichtet werden. Auf diese Weise werden Bereiche, die durch Rauschen dominiert werden, in der Mittelung kaum berücksichtigt.

Liegt jedoch ein Fall vor, in dem Regionen mit vergleichsweise wenig Signal klinisch besonders interessant sind, werden diese entsprechend bei der Mittelwertbildung nur schwach gewichtet berücksichtigt. Daher kann ggf. je nach Fall auch eine andere Funktionsabhängigkeit von der Messwertamplitude (insbesondere der Spinechoamplitude) genutzt werden, wie beispielsweise eine quadratische Funktion oder Wurzelfunktion. Auf diese Weise kann vorab bestimmt werden, inwieweit Bereiche mit schwachem Signal berücksichtigt werden. Die Regeln, wie die Wichtungsfaktoren festgelegt werden, können dabei auch in Abhängigkeit von der Art der Messung und dem zu untersuchenden Bereich festgelegt werden.

Besonders bevorzugt werden bei der Mittelwertbildung nur Kennwerte der Orte berücksichtigt, bei denen eine bei der ortsaufgelösten Ermittlung der Kennwerte an dem betreffenden Ort gemessene Messwertamplitude oberhalb eines vorgebbaren Schwellwerts liegt. Dies ist insbesondere dann sinnvoll, wenn im Übrigen eine Gleichgewichtung erfolgt. Eine solche Gewichtung entspricht einer Gleichgewichtung mit einem Wichtungsfaktor von 1 für alle Orte, an denen die Messwertamplitude oberhalb des Schwellwerts liegt, und 0 für alle Orte, an denen die Messwertamplitude unterhalb des vorgegebenen Schwellwerts liegt. Ein solcher Schwellwert kann beispielsweise als ein bestimmtes Vielfaches des Rauschniveaus festgelegt werden.

Die eindimensional ortsaufgelöste Messung der Kennwerte kann grundsätzlich entlang einer beliebigen Erstreckungsrichtung der Probevolumenschicht erfolgen. Vorzugsweise wird diese Erstreckungsrichtung jedoch so festgelegt, dass sie innerhalb der angeregten Probevolumenschicht in Richtung der größeren Körperausdehnung eines zu untersuchenden Untersuchungsobjekts verläuft.

Die eindimensional ortsaufgelöste Messung der Kennwerte sollte vorzugsweise entlang einer Erstreckungsrichtung der Probe volumenschicht erfolgen, bei der auf Basis von Vorinformationen die größte Variation der Feldstärkenamplitude und Phase des B₁-Felds zu erwarten ist. In den meisten Fällen stimmt diese Richtung aber mit der Richtung der größeren Körperausdehnung des zu untersuchenden Untersuchungsobjekts überein. Die Vorinformationen zur Festlegung der Erstreckungsrichtung, entlang deren eindimensional ortsaufgelöst gemessen wird, können dabei aus Voruntersuchungen stammen. Insbesondere kann es sich auch um Erfahrungswerte handeln, die abhängig von der verwendeten Sendeantenne und betrachteten Körperregion festliegen.

Nach der Bestimmung der Erstreckungsrichtung muss außerdem festgelegt werden, über welchen Abschnitt entlang der Erstreckungsrichtung der Kennwert-Mittelwert gebildet wird. Dies erfolgt vorzugsweise unter Berücksichtigung des in der durchzuführenden Magnetresonanzmessung zu untersuchenden Untersuchungsvolumens. Das heißt, die Grenzen, zwischen denen die gemessenen Kennwerte entlang der Erstreckungsrichtung zur Bildung des Mittelwerts herangezogen werden, können beispielsweise aus der geplanten Messung durch Projektion des geplanten Schichtvolumens auf die Erstreckungsachse oder durch eine Projektion des geplanten Schichtvolumens auf eine Ebene in der Probevolumenschicht ermittelt werden. Dabei sind sinnvolle Grenzwerte zu berücksichtigen, so dass die Position und die absolute Breite des Abschnitts so gewählt werden, dass sich der gesamte „Mittelungsabschnitt", d.h. der Abschnitt, über den gemittelt wird, sicher innerhalb des zu untersuchenden Bereichs befindet. Verschiedene Möglichkeiten zur Festlegung des Mittelungsabschnitts werden später noch erläutert.

Zur eindimensional ortsaufgelösten Messung der Kennwerte können grundsätzlich verschiedenste Verfahren herangezogen werden. Bei einer bevorzugten Methode erfolgt die Anregung der Probevolumenschicht mit einer Doppelecho-Hochfrequenzpulssequenz mit einem ersten Anregungspuls und zumindest zwei darauf folgenden Refokussierungspulsen zur Erzeugung eines ersten Echosignals, des so genannten primären Spinechos, und eines nachfolgenden zweiten Echosignals, des so genannten stimulierten Echos. Es wird dann auf Basis der an den jeweiligen Orten entlang des Probevolumens gemessenen ersten und zweiten Echosignale der Kennwert, vorzugsweise ein Flipwinkel, bestimmt. Das heißt, es wird vorteilhafterweise ein ähnliches Verfahren eingesetzt, wie es auch bei der eingangs beschriebenen Justagemethode verwendet wird, wobei jedoch nun darauf geachtet wird, dass der Flipwinkel entlang der Erstreckungsrichtung ortsaufgelöst bestimmt wird.

Dabei erfolgt die Anregung der Probevolumenschicht vorzugsweise durch Aussenden eines zumindest schwach schichtselektiven ersten Hochfrequenzanregungspulses unter Anlegung eines Magnetfeldgradienten in eine erste Raumrichtung. Die eindimensional ortsaufgelöste Ermittlung der Kennwerte erfolgt dann durch ein frequenzkodiertes Ausleseverfahren der durch die Anregung induzierten Magnetresonanzsignale mit einem senkrecht zur ersten Raumrichtung anliegenden Auslesegradienten. Auf eine Phasenkodierung wird hierbei vorteilhafterweise verzichtet. Dadurch wird das Verfahren gegenüber zweidimensional ortsaufgelösten Verfahren erheblich beschleunigt.

Wie bereits eingangs beschrieben, gibt es Probleme, wenn in der für die B₁-Feldbestimmung betrachteten Region bewegte Anatomien liegen. Beispiele hierfür sind eine Herzbewegung oder durch Atmung verschobenes Gewebe. In diesen Fällen können die Signalstärken der Echos bewegungsbedingt durch Signaldephasierung, d. h. durch so genannte Intravoxel-Phasendispersion, verringert werden. Vorteilhafterweise wird daher zur Anregung der Probevolumenschicht eine momentenkompensierte Pulssequenz verwendet. Das heißt, es werden passend zu der Hochfrequenzpulssequenz, welche über die Hochfrequenzantenne ausgesendet wird, über die Gradientenspulen entsprechende Gradientenpulse ausgesendet, so dass simultan alle Gradienten bis zu einer bestimmten Ordnung, beispielsweise bis zur ersten oder zweiten Ordnung, momentenkompensiert werden. Hierdurch wird die Unabhängigkeit der Echosignale (je nach Ordnung) von der Geschwindigkeit oder einer Beschleunigung der sich bewegenden Organe erzielt.

Bei einem besonders bevorzugten Ausführungsbeispiel werden sämtliche Komponenten des Magnetresonanz-Messsystems in Form von Softwaremodulen auf einem programmierbaren Prozessor einer Steuereinrichtung des Magnetresonanz-Messsystems realisiert. Beispielsweise kann die Justageeinrichtung ein entsprechendes Softwaremodul sein, welches die Kennwertermittlungseinheit, die Mittelwertbildungseinheit und die Amplitudenermittlungseinheit als Subroutinen bzw. Softwareuntermodule enthält. Grundsätzlich ist es auch möglich, die einzelnen Softwaremodule auf mehrere Prozessoren verteilt zu realisieren oder bereits bestehende Softwaremodule, welche für andere Steuerungszwecke herangezogen werden, mitzunutzen. Eine solche softwaremäßige Realisierung der Erfindung hat den Vorteil, dass auch bereits bestehende Magnetresonanz-Messsysteme in einfacher Weise nachgerüstet werden können.

Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Dabei sind in den verschiedenen Figuren gleiche Komponenten und Pulse mit identischen Bezugsziffern versehen. Es zeigen:
1 ein Pulsschema zur Messung des mittleren Flipwinkels in einer Schicht gemäß dem Stand der Technik,
2 ein mögliches Pulsschema zur eindimensional ortsaufgelösten Messung eines Flipwinkels gemäß der Erfindung,
3 ein Pulsschema wie in 2, jedoch mit einer Momentenkompensation,
4a eine schematische Darstellung der Lage einer Probevolumenschicht zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens in der Draufsicht auf einen Patienten,
4b eine schematische Seitenansicht der Probevolumenschicht aus 4a,
5a eine schematische Darstellung der Lage eines Untersuchungsvolumens in der Draufsicht auf einen Patienten,
5b eine schematische Darstellung zur möglichen Auswahl eines Mittelungsabschnitts für das erfindungsgemäße Verfahren gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel,
5c eine schematische Darstellung zur möglichen Auswahl eines Mittelungsabschnitts für das erfindungsgemäße Verfahren gemäß einem zweiten Ausführungsbeispiel,
5d eine schematische Darstellung zur möglichen Auswahl eines Mittelungsabschnitts für das erfindungsgemäße Verfahren gemäß einem dritten Ausführungsbeispiel,
6 eine Prinzipdarstellung eines erfindungsgemäßen Magnetresonanz-Messsystems.
In dem in 1 dargestellten Pulssequenzschema sind in üblicher Weise auf parallelen Zeitachsen (d.h. über der Zeit t) die von der Hochfrequenzsendeantenne ausgesendeten Pulse und die in zeitlicher Abhängigkeit von den Hochfrequenzpulsen passend geschalteten Gradienten dargestellt.
Dabei handelt es sich bei dem in 1 dargestellten Schema um ein bereits eingangs erläutertes, übliches Schema, um nach der herkömmlichen Weise innerhalb eines Schichtvolumens einen mittleren Flipwinkel zu bestimmen. Auf der mit RF (Radio Frequency) bezeichneten obersten Achse sind die von der Hochfrequenzsendeantenne ausgesendeten Hochfrequenzpulse eingezeich net. Der darunter dargestellte Gradient G_z ist der so genannte Schichtselektions- oder Slice-Selection-Gradient, welcher üblicherweise in z-Richtung, d. h. in Richtung des Grundmagnetfelds, angelegt wird und für eine Selektion einer bestimmten Schicht bzw. eines bestimmten Teilvolumens beim Anregen der Spins sorgt. Auf der untersten Achse sind in üblicher Weise die Zeitfenster dargestellt, in denen mit Hilfe eines ADC (Analog Digital Converter; Analog-Digital-Wandler) ein Signal gemessen wird. Das jeweilige Signal ist wiederum oben auf der Hochfrequenzachse RF dargestellt. Wie bereits eingangs erläutert, handelt es sich hier um eine Anregungssequenz, bei der zunächst bei einem permanent angelegten, feststehenden Schichtselektionsgradienten G_z ein erster Hochfrequenzpuls ausgesendet wird, der einen Flipwinkel von α_S induzieren soll. Nach einer bestimmten Zeit wird dann ein zweiter Refokussierungspuls mit einer Intensität ausgesendet, welche einen Flipwinkel von 2·α_S induzieren würde. Daraufhin kann dann innerhalb eines entsprechend gesetzten Auslese-Zeitfensters am ADC ein Spinecho ausgelesen werden. Nach einer Zeit ΔT im Abstand vom ersten Refokussierungspuls erfolgt dann ein zweiter, kürzerer Refokussierungspuls, welcher eine Anregung eines Soll-Flipwinkels von α_S erzielen würde. Danach wird innerhalb eines weiteren Zeitfensters am ADC ein stimuliertes Echosignal STE ausgelesen. Die Verarbeitung der Signale zur Ermittlung des tatsächlich erreichten mittleren Flipwinkels α wird oben im Zusammenhang mit Gleichung 2 erläutert.
Im Vergleich dazu kann für eine erfindungsgemäße eindimensional ortsaufgelöste Messung in einer Probevolumenschicht V_P beispielsweise die in 2 gezeigte Pulssequenz PS verwendet werden.
In dem Sequenzschema gemäß 2 ist zusätzlich ein Gradient in x-Richtung G_x eingezeichnet. Hierbei handelt es sich um den so genannten Read-Out- oder Frequency-Encoding-Gradienten, welcher während eines Magnetresonanzsignalemp fangs angelegt wird, um in einer bestimmten Schicht – hier in x-Richtung senkrecht zur z-Richtung – frequenzkodiert Signale auszulesen. Der genaue Ablauf der Frequenzkodierung zur eindimensional ortsaufgelösten Messung innerhalb einer Schicht sowie die Darstellung in einem solchen Sequenzschema sind dem Fachmann bekannt und werden daher nicht im Einzelnen erläutert.
Außerdem ist eine Achse für den y-Gradienten G_y, den so genannten Phasenkodierungsgradienten, eingezeichnet. Mit Hilfe dieses Gradienten erfolgt eine Phasenkodierung, wenn eine zweidimensionale Ortsauflösung gewünscht wird. Hierzu muss die dargestellte komplette Pulssequenz mehrfach durchfahren werden, wobei jeweils ein ganz bestimmter Phasenkodierungsgradient angelegt wird. In dem erfindungsgemäßen Pulsschema wird bewusst auf eine solche Phasenkodierung verzichtet, um die Messung entsprechend zu beschleunigen. Dementsprechend ist die G_y-Achse nur als leere Achse dargestellt. Es erfolgt lediglich wie zuvor erwähnt eine eindimensionale Auslesung in x-Richtung mit Hilfe des Frequenzkodierungsgradienten G_x.
Auch bei diesem Pulsschema besteht die Hochfrequenzpulsfrequenz HFS aus einem Anregungspuls HFA und zwei Refokussierungspulsen HFR₁, HFR₂, die in entsprechendem zeitlichem Abstand zueinander gesetzt werden. Der Anregungspuls HFA hat wieder die Stärke, um einen Soll-Flipwinkel α_S zu erreichen. Er ist von seiner Form so gewählt, dass er zumindest schwach schichtselektiv ist. Gleichzeitig wird, wie auf der Achse G_z dargestellt, ein erster Schichtselektionsgradientenpuls G_z1 angelegt. Diesem Schichtselektionsgradientenpuls G_z1 folgt unmittelbar ein kürzerer negativer Schichtgradientenpuls, der erforderlich ist, um die durch den Schichtgradientenpuls G_z1 erzeugte unerwünschte Dephasierung der Magnetisierung wieder zurückzusetzen. Anschließend folgt zeitlich auf der G_x-Achse ein erster Gradientenpuls G_x1, welcher dazu dient, um Spins in Richtung des Lesegradienten G_x vorab zu dephasieren und damit eine Refokussierung der Echos während der Auslesezeit bei einem späteren Anlegen der eigentlichen Frequenzkodierungspulse G_x2, G_x3 zu erreichen.
Anschließend wird dann der erste Refokussierungspuls HFR₁ der Intensität 2·α_S gesetzt, wobei gleichzeitig ein Schichtgradientenpuls G_z2 geschaltet wird, so dass auch dieser Refokussierungspuls in der gleichen Schicht wie der Anregungspuls HFA wirkt. Dabei ist es jedoch nicht nötig, einen schichtselektiven Refokussierungspuls zu verwenden.
Nach einem bestimmten zeitlichen Abstand wird dann der erste Auslesegradientenpuls G_x2 gesetzt und gleichzeitig am ADC im ersten Auslesefenster ADC₁ das Spinechosignal SE ausgelesen. Nach Ablauf einer bestimmten Zeitspanne ΔT wird ein weiterer Refokussierungspuls HFR₂ der Intensität α_S gesetzt, wobei wiederum zeitgleich ein Schichtgradientenpuls G_z3 gesetzt wird. Nach einem weiteren Zeitablauf wird erneut ein Auslesegradient G_x3 gesetzt und innerhalb eines zweiten Auslesefensters ADC₂ am ADC das stimulierte Echosignal STE gemessen.
Die gemessenen Spinechosignale und stimulierten Echosignale werden dann fouriertransformiert. Nach der Fouriertransformation beider Echos repräsentieren die Signalverteilungen des primären Echos S_SE(x) sowie des stimulierten Echos S_STE(x) in der Frequenzdomäne jeweils räumliche Projektionen innerhalb der angeregten Schicht auf die Ausleseachse x. Dabei bleibt die komplexe Addition der Magnetisierungen über alle y-Positionen bestehen, da ja kein Phasenkodierungsgradient verwendet wird. Jedoch sind die durch die Betrags- und Phasenvariationen des B₁-Felds in x-Richtung auftretenden Probleme gegenüber dem im Zusammenhang mit 1 erläuterten Verfahren behoben. Dies ermöglicht folglich eine ortsabhängige Flipwinkelberechnung α(x) für jede Position x entlang der x-Achse gemäß der Gleichung:
Diese Gleichung entspricht im Wesentlichen Gleichung (2) mit der Ausnahme, dass hier die Echosignale in x-Richtung ortsaufgelöst vorliegen und dementsprechend auch der Flipwinkel α(x) ortsaufgelöst gemessen wird. Auch in dieser Gleichung bezeichnet die T1 die mittlere Relaxationszeit des gesamten signalgebenden Gewebes und ΔT den zeitlichen Abstand zwischen dem ersten Refokussierungspuls HFR₁ und dem zweiten Refokussierungspuls HFR₂.
Es wird an dieser Stelle ausdrücklich darauf hingewiesen, dass die Gleichung (3) für die hier beispielhaft gewählte Hochfrequenzpulssequenz mit den Soll-Flipwinkeln (α_S, 2α_S, α_S) gilt. Das Verfahren kann jedoch auch für jede andere Flipwinkelkombination und andere Sollflipwinkel angewendet werden. Der Zusammenhang zwischen den Echosignalen und dem jeweiligen Flipwinkel kann dann entsprechend den allgemein in der Literatur bekannten Abhängigkeiten des primären und stimulierten Echos von der jeweiligen Flipwinkelkombination einfach hergeleitet werden.
Wie bereits oben erläutert, gibt es dann Probleme, wenn in der betrachteten Region, d. h. in der Probevolumenschicht, eine bewegte Anatomie vorliegt, beispielsweise ein bewegtes Herz oder Gewebe, welches sich durch die Atmung verschiebt. Das heißt, während der Bildgebung kann es dazu kommen, dass sich ein durch den Anregungspuls HFA angeregter Voxel verschiebt, bis er schließlich ein Spinechosignal SE oder ein stimuliertes Echosignal STE erzeugt. Daher kann es im Voxel zu einer Dephasierung kommen, d. h. die Signalamplitude des Echos wird geschwächt. Im Extremfall kann dies dazu führen, dass von diesem Voxel überhaupt kein Signal mehr abgegeben wird. Daher wird vorzugsweise zur Anregung der Probevolumenschicht eine momentenkompensierte Pulssequenz PS_M verwendet. Dabei wird versucht, die Phase zum Zeitpunkt des Echos wieder auf Null zu setzen. In 3 ist eine geeignete Pulssequenz PS_M dargestellt, welche für eine Kompensation bis zur ersten Ordnung, d. h. zur Kompensation von konstanten Geschwindigkeiten, geeignet ist. Um eine Kompensation zweiter Ordnung zu erreichen, bei der auch Beschleunigungen kompensiert werden, ist ein erheblich komplexeres Pulsschema notwendig. Grundsätzlich ist aber auch dies möglich.
Bei dem in 3 dargestellten Pulsschema PS_M kann sowohl das primäre Spinecho SE als auch das stimulierte Echo STE in x-Richtung kompensiert werden. Ebenso werden Bewegungen in z-Richtung kompensiert. Wie ein Vergleich der 3 und 2 zeigt, unterscheidet sich die momentenkompensierte Pulssequenz PS_m bezüglich der Hochfrequenzpulssequenz HFS nicht von der einfachen Pulssequenz PS, wie sie in 2 dargestellt ist. Auch gibt es hier wieder den Dephasierungs-Auslesegradienten G_x1 sowie die beiden Auslesegradienten G_x2, G_x3 und in z-Richtung die Schichtselektionsgradienten G_z1, G_z2, G_z3. Jedoch werden in geeigneter Weise den jeweiligen Gradienten nachfolgend oder vorauseilend weitere Gradientenpulse gesetzt, um die gewünschte Momentenkompensation erster Ordnung zu erreichen. Ebenso werden wieder innerhalb der an den passenden Stellen gesetzten Auslesefenster ADC₁, ADC₂ am ADC das Spinechosignal SE und das stimulierte Echosignal STE ausgelesen. Die genauen Verfahren, eine Pulssequenz momentenzukompensieren, sind dem Fachmann bekannt und brauchen hier nicht weiter erläutert zu werden.
Durch diese Flusskompensation wird sichergestellt, dass bei bewegten Anatomien die Qualität der Signalamplituden nicht durch Dephasierung beeinträchtigt wird. Instabilitäten bei der Flipwinkelbestimmung werden so vermieden. Der Signalanteil der sich bewegenden Organe trägt unvermindert mit der entsprechenden Wichtung zum Gesamtergebnis bei.
Die Wahl der Achsen erfolgt vorzugsweise wie in den 4a und 4b dargestellt, d. h. es wird vorzugsweise eine Probevolumenschicht V_P senkrecht zur üblichen z-Richtung des Tomographen 3 gewählt (in Längsachse parallel zu dem üblicher weise ringförmig den Patienten umgebenden Magneten 5, welcher das konstante Grundmagnetfeld B₀ erzeugt). Die Achse der Ortsauflösung wird vorzugsweise so gewählt, dass die verbleibende komplexe Mittelung über den Flipwinkel α entlang der Richtung mit der geringeren Körperausdehnung innerhalb der angeregten Probevolumenschicht V_P liegt. In dem in a und b dargestellten Beispiel ist dies die y-Achse. Das heißt, die Achse, entlang deren die ortsaufgelöste Messung erfolgt – im vorliegenden Beispiel die x-Achse – sollte entlang der Richtung mit der größeren Körperausdehnung liegen. 4a zeigt die Probevolumenschicht V_P von oben durch den Brustkorb des Patienten. 4b zeigt eine Schnittansicht durch diese Probevolumenschicht V_P, wobei im oberen Bild das gesamte Probevolumen dargestellt ist. Gezeigt sind hier auch die einzelnen streifenförmigen Volumen S senkrecht zur x-Achse, entlang deren ortsaufgelöst gemessen wird, d. h. es wird an jeder Position entlang der x-Achse jeweils das komplex über den gesamten Körperquerschnitt an dem betreffenden Ort gemittelte Spinechosignal SE gemessen, das in dem jeweiligen streifenförmigen Probevolumen S am betreffenden Ort vorliegt. In gleicher Weise wird auch das stimulierte Echosignal STE gemessen und dann entsprechend Gleichung (3) der komplex ermittelte Flipwinkel innerhalb des Streifens S am Ort ermittelt. Aus Bereichen, die außerhalb des Körpers des Patienten P liegen, wird – da hier keine anregbaren Gewebe vorliegen – kein Signal empfangen, wie aus 4b deutlich wird.
Alternativ können die Achsen x und y auch so gelegt werden, dass die Ortsauflösung entlang der Richtung erfolgt, bei der anhand von Voruntersuchungen und Erfahrungswerten – abhängig von der verwendeten Senderantenne und betrachteten Körperregion – die größte Variation der B₁-Amplitude und -Phase zu erwarten ist. In der Regel stimmt dies aber mit der dargestellten Auswahl der Achsen überein.
Ausgehend von der gemäß Gleichung (3) erhaltenen Flipwinkelverteilung α(x) entlang der x-Richtung wird dann in einem weiteren Schritt durch gewichtete Mittelwertbildung über einen eingeschränkten Bereich von x₁ bis x₂ ein mittlerer Flipwinkel α_M bestimmt:
Dabei stellt w(x) einen Wichtungsfaktor dar.
Als Wichtungsfaktor w(x) können verschiedene Größen verwendet werden, beispielsweise die primäre Spinechoamplitude: w(x) = |SSE(x)| (5a)oder das Quadrat der primären Spinechoamplitude: w(x) = |SSE(x)|2 (5b)oder die Wurzel der primären Spinechoamplitude:
oder die Wurzel der quadratischen Summe der Spinechoamplitude und der Amplitude des stimulierten Echos:
oder im Allgemeinen beliebige Funktionen f der Echoamplituden: w(x) = f(|SSE(x)|,|SSET(x)|) (5e)
Durch eine solche Wichtung wird sichergestellt, dass Bereiche, in denen ein starkes Rauschen vorliegt, in der Mittelung nicht so stark berücksichtigt werden. Alternativ ist beispielsweise, wie bereits oben beschrieben, auch eine Gleichgewichtung möglich, wobei vorzugsweise nur Werte für die Mittelwertbildung herangezogen werden, die oberhalb eines bestimmten Schwellwerts liegen.
Ein wesentlicher Punkt bei der praktischen Anwendung des Verfahrens ist die Festlegung der Grenzen x₁, x₂, innerhalb deren die Mittelung erfolgt. D. h. es ist festzulegen, welches Volumen hinterher tatsächlich zur Bestimmung des mittleren Flipwinkels und für die weitere Justage herangezogen wird. Auf jeden Fall sollte die Auswahl des durch die Grenzen x₁, x₂ definierten Abschnitts entlang der Erstreckungsrichtung der Probevolumenschicht V_p, über den der Mittelwert α_M der ermittelten Kennwerte α(x) gebildet wird, unter Berücksichtigung des Untersuchungsvolumens UV bestimmt werden, welches in der nachfolgenden Messung untersucht werden soll.
5a zeigt als Beispiel wieder den bereits in 4a dargestellten Patienten P im Tomographen 3 sowie eine typische Lage eines Untersuchungsvolumens, üblicherweise ein Schichtstapel, der eine genau definierte Lage innerhalb des Patienten hat. In dem in 5 gezeigten Beispiel handelt es sich um einen für eine Herzuntersuchung geeigneten Schichtstapel UV.
Die 5b bis 5d zeigen verschiedene Varianten, wie mit Hilfe des geplanten Untersuchungsvolumens UV die Grenzen x₁ und x₂ für die Mittelwertbildung gemäß Gleichung (4) bestimmt werden können.
Gemäß 5b wird das Untersuchungsvolumen W auf die durch das Isozentrum des Tomographen 3 laufende x-Achse projiziert und die dabei sich ergebenden Grenzwerte x₁ und x₂ berück sichtigt, um den Abschnitt a, entlang dessen die Mittelung erfolgt, zu erhalten.
Bei dem in 5c dargestellten Verfahren erfolgt eine Projektion des geplanten Schichtvolumens auf die x/y-Ebene und es werden dann die sich ergebende minimale x-Position als x₁-Wert und die maximale x-Position des Schichtstapels UV als x₂-Wert herangezogen, um den Mittelungsabschnitt a' zu bestimmen. Diese Variante ist auch in 5a von oben dargestellt.
Gemäß dem Verfahren nach 5d erfolgt einfach eine Vorbelegung des Mittelungsabschnitts a'' mit einem vordefinierten Abstand x₂ – x₁, wobei ein Mittelwert x_M = 0,5·(x₂ – x₁) aus dem geplanten Schichtvolumen UV abgeleitet wird.
Bei allen Verfahren sollten jedoch sinnvolle Grenzwerte des relativen Abstands der Punkte x₁, x₂ bzw. deren absoluten Positionen gefordert werden, um die Konvergenz des Justageverfahrens zu garantieren. Das heißt, das Messvolumen sollte groß genug sein, so dass die Messung der Kennwerte α(x) gut genug ist, um eine Reproduzierbarkeit von aufeinander folgenden Messungen während des Justageverfahrens zu gewährleisten. Ansonsten ist eine Justage nicht möglich, da die Abhängigkeit des Flipwinkels von der Sendeamplitude nicht mehr erkennbar ist.
Daher ist als eine weitere Alternative auch eine Vorbestimmung des Abschnitts bzw. der Punkte x₁ und x₂ mit typischen Werten möglich, die sich bei Patienten als sinnvoll herausgestellt haben. So zeigen z. B. bisherige Untersuchungen, dass typischerweise im Abdomen, im Bereich der Wirbelsäule und des Brustbeins ein Minimum des B₁-Felds vorliegt und somit für die Abdomen- sowie Wirbelsäulenbildgebung eine Beschränkung auf einen zentralen Körperbereich mit einer vordefinierten Breite vorteilhaft ist, um eine B₁-Amplitude zu erzielen, die für eine gute Bildqualität geeignet ist. Bei Verwendung einer Kopfempfangsspule sollte der Abschnitt auf die zentralen z. B. 10 cm eingeschränkt werden, da hier bei hohen Bo-Feldstärken eine B₁-Überhöhung vorliegt.
Die Entscheidung, welches Verfahren zur Festlegung des Mittelungsabschnittes herangezogen wird bzw. welche Maximal- und Minimalwerte x₁, x₂ jeweils angewendet werden, wird in einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel anhand der benutzten Empfangsspule getroffen. Die Empfangsspulen sind häufig dediziert auf bestimmte Körperregionen hinsichtlich ihrer Geometrie und ihrer Empfangseigenschaften optimiert und werden auch im Allgemeinen nur für bestimmte Regionen benutzt. Die Benutzung einer Spule ist also meist charakteristisch für die untersuchte Körperregion. Da die B₁-Inhomogenitäten hinsichtlich Amplitude und Phase ebenfalls häufig charakteristisch für bestimmte Körperregionen (z. B. Kopf oder Abdomen) sind, kann ein entsprechend optimal angepasstes Verfahren zur Festlegung des Mittelungsabschnittes verwendet werden.
6 zeigt ein einfaches Prinzipblockschaltbild für ein Ausführungsbeispiel einer Magnetresonanz-Messeinrichtung 1, mit der das erfindungsgemäße Verfahren durchführbar ist.
Kernstück dieser Magnetresonanz-Messeinrichtung 1 ist ein Tomograph 3, auch Scanner 3 genannt, in welchem ein Patient P auf einer Liege 6 in einem ringförmigen Grundfeldmagneten 5 positioniert ist. Innerhalb des Grundfeldmagneten 5 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4 zur Aussendung der MR-Hochfrequenzpulse. Es handelt sich hierbei um einen handelsüblichen Tomographen 3, welcher für das erfindungsgemäße Verfahren keine besonderen zusätzlichen Anforderungen erfüllen muss. Angesteuert wird der Tomograph 3 von einer Systemsteuerung 10, welche hier separat dargestellt ist. An die Systemsteuerung 10 ist über eine Terminalschnittstelle 7 ein Terminal 2 (bzw. Bedienerkonsole) angeschlossen, über das ein Bediener die Systemsteuerung 10 und damit den Tomographen 3 bedient. Die Systemsteuerung 10 ist über eine Steuerschnitt stelle 9 und eine Bildakquisitions-Schnittstelle 8 mit dem Tomographen 3 verbunden. Über die Steuerschnittstelle 9 werden die entsprechenden Steuerbefehle SB an den Tomographen 3 ausgegeben, damit die gewünschten Pulssequenzen – d. h. die Hochfrequenzpulse und die Gradientenpulse – ausgesendet werden. Über die Bilddatenakquisitions-Schnittstelle 8 werden die Rohdaten RD akquiriert, d. h. über die ADCs die empfangenen Signale ausgelesen.
Sowohl die Systemsteuerung 10 als auch das Terminal 4 können auch integraler Bestandteil des Tomographen 3 sein. Die Systemsteuerung 10 weist außerdem einen Massenspeicher 12 auf, in dem beispielsweise erzeugte Bilddaten hinterlegt werden können, Messprotokolle gespeichert sein können etc.
Das gesamte Magnetresonanz-Messsystem 1 weist darüber hinaus auch alle weiteren üblichen Komponenten bzw. Merkmale auf, wie z. B. Schnittstellen zum Anschluss an ein Kommunikationsnetz, beispielsweise ein Bildinformationssystem (PACS, Picture Archiving and Communication System). Diese Komponenten sind jedoch der besseren Übersichtlichkeit wegen in 6 nicht dargestellt.
Ein zentraler Punkt in der Systemsteuerung 10 ist ein Prozessor 11, in dem verschiedene Steuerkomponenten in Form von Software realisiert sind. Es wird an dieser Stelle darauf hingewiesen, dass eine solche Systemsteuerung 10 selbstverständlich auch eine Vielzahl von miteinander vernetzten Prozessoren aufweisen kann, auf denen die verschiedenen Steuerungskomponenten realisiert sind.
Eine solche Komponente ist die Scanneransteuereinheit 13, über welche der Benutzer über das Terminal 2 kommunizieren kann. Diese Scanneransteuereinheit 13 steuert den Tomographen 3 über die Steuerschnittstelle 9 an und sorgt so für die Aussendung der gewünschten Hochfrequenzpulssequenzen durch die Antenne 4 und weiterhin dafür, dass die Gradienten in geeig neter Weise geschaltet werden, um die gewünschten Messungen durchzuführen. Üblicherweise erfolgt dies nach festgelegten Akquisitionsprotokollen für bestimmte Messungen.
Die über die Bildakquisitions-Schnittstelle 8 ankommenden Messdaten werden auf eine weitere auf dem Prozessor 11 realisierte Komponente, eine Bilddatenverarbeitungseinheit 14, geleitet, welche die akquirierten Rohdaten entsprechend bearbeitet. Die Bilddatenverarbeitungseinheit 14 sorgt für eine Fouriertransformation der Rohdaten, erzeugt die benötigten Messwerte und sorgt auch für eine Rekonstruktion von Bildern.
Das erfindungsgemäße Magnetresonanz-Messsystem 1 weist hier als eine weitere Komponente der Systemsteuerung 10 – ebenfalls in Form von Software auf dem Prozessor 11 realisiert – eine Justageeinrichtung 15 auf. Diese Justageeinrichtung 15 umfasst als Teilkomponenten, beispielsweise in Form von Softwaremodulen, eine Kennwerteermittlungseinheit 16, eine Mittelwertbildungseinheit 17 und eine Amplitudenermittlungseinheit 18.
Die Kennwerteermittlungseinheit 16 gibt eine Pulssequenzvorgabe PSV an die Scanneransteuereinheit 13 und sorgt so für eine Aussendung der Pulssequenzen zur eindimensional ortsaufgelösten Messung eines Flipwinkels α innerhalb einer durch die entsprechende Pulssequenz angeregten Probevolumenschicht V_P. Beispielsweise kann durch die Pulssequenzvorgabe PSV veranlasst werden, dass eine Messung mit der in 3 dargestellten Pulssequenz PS_m erfolgt. Die gemessenen Rohdaten werden dann in der Bilddatenverarbeitungseinheit 14 weiterverarbeitet und das Spinechosignal und das stimulierte Echosignal bzw. die Signalamplituden S_SE(x), S_STE(x) dieser Signale ermittelt und an die Kennwertermittlungseinheit 16 geliefert. Diese berechnet dann, beispielsweise gemäß der Gleichung (3), einen ortsabhängigen Flipwinkel α(x) entlang der x-Achse und liefert die Werte an eine Mittelwertbildungseinheit 17.
Die Mittelwertbildungseinheit 17 berechnet daraus gemäß Gleichung (4) einen mittleren Flipwinkel α_m. Als Wichtungsfaktor erhält die Mittelwertbildungseinheit 17 in dem in 6 dargestellten Ausführungsbeispiel von der Bilddatenverarbeitungseinheit 14 ebenfalls die erforderlichen Signalamplituden des primären Spinechos S_SE. Die oben im Zusammenhang mit Gleichung (4) erwähnten Grenzwerte x₁, x₂, die zur Festlegung des Abschnitts a notwendig sind, über den entlang der x-Achse gemittelt wird, können beispielsweise für bestimmte Messungen bereits im Speicher 12 hinterlegt sein oder werden durch den Benutzer über das Terminal 2 vorgegeben.
Der von der Mittelwertbildungseinheit 17 berechnete Flipwinkelmittelwert α_m wird dann an eine Amplitudenermittlungseinheit 18 weitergeleitet, welche auf Basis des mittleren Flipwinkels α_m eine optimale Amplitude für die weitere Aussendung der Hochfrequenzpulse ermittelt und eine entsprechende Amplitudenvorgabe AV an die Scanneransteuerung 13 sendet, die diese Amplitudenvorgabe AV bei den weiteren Messungen berücksichtigt. Die Justageeinrichtung 15 kann dieses Verfahren solange durchführen, bis eine ausreichende Konvergenz erreicht ist, d. h. bis in der Amplitudenermittlungseinheit festgestellt wird, dass der gemessene mittlere Flipwinkel α_m in bestimmten Grenzen einem mittleren Soll-Flipwinkel entspricht. Dann ist das Justageverfahren beendet und es kann in üblicher Weise eine Messung durchgeführt werden.
Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei dem vorhergehend detailliert beschriebenen Verfahren sowie bei der dargestellten Magnetresonanz-Messeinrichtung lediglich um Ausführungsbeispiele handelt, welche vom Fachmann in verschiedenster Weise modifiziert werden können, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen. Insbesondere können anstelle des konkret beschriebenen Anregungspulses auch andere Formen von Anregungspulsen oder Sequenzen von Anregungspulsen verwendet werden.
Das erfindungsgemäße Justageverfahren ist im Übrigen sehr gut auch mit den eingangs beschriebenen Justageverfahren kombinierbar, bei denen eine nicht ortsaufgelöste Messung oder eine zweidimensional ortsaufgelöste Messung eines Kennwerts (insbesondere eines Flipwinkels) erfolgt. So kann es durchaus sein, dass in bestimmten Fällen ein zweidimensional ortsaufgelöstes Messverfahren sinnvoll ist und es bei diesen Fällen weniger auf die Dauer der Messzeit ankommt. Bei einem besonders bevorzugten Justageverfahren kann daher z. B. die Messmethode des Justageverfahrens, vorzugsweise automatisch, in Abhängigkeit von der benutzten Empfangsspule ausgewählt werden. Wie oben erläutert, sind sowohl die Benutzung einer bestimmten Empfangsspule als auch die B₁-Inhomogenitäten hinsichtlich Amplitude und Phase häufig charakteristisch für die untersuchte Körperregion. Daher lässt sich basierend auf der gewählten Empfangsspule auf einfache Weise automatisch ein optimal für den konkreten Fall geeignetes Justageverfahren festlegen.
Die Erfindung wurde überwiegend anhand eines Einsatzes in einer medizinisch genutzten Magnetresonanz-Messeinrichtung erläutert. Sie ist jedoch nicht auf derartige Einsätze beschränkt, sondern kann auch in wissenschaftlichen und/oder industriellen Einsätzen genutzt werden. Insbesondere kann das Verfahren nicht nur für einfache herkömmliche Magnetresonanzmessungen, sondern auch für Magnetresonanz-Spektroskopiemessungen verwendet werden.

Claims

Verfahren zur Justage der Feldstärke von Hochfrequenzpulsen, welche bei einer Magnetresonanz-Messung von einer Hochfrequenzantenne (4) eines Magnetresonanz-Messsystems (1) ausgesendet werden, bei dem – zunächst durch Aussendung von Hochfrequenzpulsen (HFA; HFR₁, HFR₂) mit einer definierten Pulsamplitude von der betreffenden Hochfrequenzantenne (4) eine Probevolumenschicht (V_P) angeregt wird und entlang einer Erstreckungsrichtung (x) der Probevolumenschicht (V_P) eindimensional ortsaufgelöst Kennwerte (α(x)) ermittelt werden, welche jeweils eine lokale Feldstärke des B₁-Felds in senkrecht zur Erstreckungsrichtung (x) verlaufenden Streifen (S) der Probevolumenschicht (V_P) repräsentieren, – dann zumindest über einen bestimmten Abschnitt (a, a', a'') entlang der Erstreckungsrichtung (x) der Probevolumenschicht (V_P) ein Mittelwert (α_M) der ermittelten Kennwerte gebildet wird, – und dann auf Basis des Mittelwerts (α_M) eine für die durchzuführende Magnetresonanz-Messung einzustellende Pulsamplitude der Hochfrequenzpulse ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass an den verschiedenen Orten entlang der Erstreckungsrichtung (x) als Kennwerte (α(x)) jeweils die am betreffenden Ort in einem senkrecht zur Erstreckungsrichtung verlaufenden Streifen (S) der Probevolumenschicht (V_P) induzierten mittleren Flipwinkel (α(x)) ermittelt werden.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Mittelwertbildung die Kennwerte (α(x)) mit einem Gewichtungsfaktor gewichtet werden.
Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Wichtungsfaktor ortsabhängig gewählt wird.
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass der Wichtungsfaktor in Abhängigkeit von einer Messwert-Amplitude (|S_SE(x)|) gewählt wird, welche bei der ortsaufgelösten Ermittlung der Kennwerte (α(x)) an dem betreffenden Ort gemessen wurde.
Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die eindimensional ortsaufgelöste Messung der Kennwerte mit einer Spinecho-Messsequenz (HFS) durchgeführt wird und der Wichtungsfaktor in Abhängigkeit von einer an dem betreffenden Ort gemessenen Echoamplitude (|S_SE(x)|) gewählt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Mittelwertbildung nur die Kennwerte (α(x)) von den Orten berücksichtigt werden, bei denen eine bei der ortsaufgelösten Ermittlung der Kennwerte (α(x)) an dem betreffenden Ort gemessenen Messwert-Amplitude (|S_SE(x)|) oberhalb eines vorgebbaren Schwellenwerts liegt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass zur Anregung der Probevolumenschicht (V_P) eine Doppelecho-Hochfrequenzpulssequenz (HFS) mit einem ersten Anregungspuls (HFA) und zumindest zwei dahinter folgenden Refokussierungspulsen (HFR₁, HFR₂) zur Erzeugung eines ersten Echosignals (SE) und eines nachfolgenden zweiten Echosignals (STE) ausgesendet wird und auf Basis der an den jeweiligen Orten entlang der Probenvolumenschicht (V_P) gemessenen ersten und zweiten Echosignale (SE, STE) der Kennwert (α(x)) bestimmt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Anregung der Probevolumenschicht (V_P) durch Aussendung eines zumindest schwach schichtselektiven ersten Hochfrequenzanregungspulses (HFA) unter Anlegung eines Magnetfeldgradienten (G_Z) in einer ersten Raumrichtung (z) erfolgt und die eindimensional ortsaufgelöste Ermittlung der Kennwerte (α(x)) durch frequenzkodiertes Auslesen von durch die Anregung induzierten Magnetresonanzsignalen (SE, STE) mit einem senkrecht zur ersten Raumrichtung (z) anliegenden Auslesegradienten (G_x) erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass zur Anregung der Probevolumenschicht (V_P) eine momentenkompensierte Pulssequenz (PS_M) verwendet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die eindimensional ortsaufgelöste Messung der Kennwerte (α(x)) entlang einer Erstreckungsrichtung (x) der Probevolumenschicht (V_P) erfolgt, die innerhalb der angeregten Probevolumenschicht (V_P) in Richtung der größeren Körperausdehnung eines zu untersuchenden Untersuchungsobjekts (P) verläuft.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die eindimensional ortsaufgelöste Messung der Kennwerte (α(x)) entlang einer Erstreckungsrichtung (x) der Probevolumenschicht (V_P) erfolgt, bei der auf Basis von Vorinformationen die größte Variation der Feldstärkenamplitude und -Phase des B₁-Felds zu erwarten ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass der Abschnitt (a, a', a'') entlang der Erstreckungsrichtung (x) der Probevolumenschicht (V_P), über den der Mittelwert (α_M) der ermittelten Kennwerte (α(x)) gebildet wird, unter Berücksichtigung eines in der durchzuführenden Magnetresonanz-Messung zu untersuchenden Untersuchungsvolumens (UV) bestimmt wird.
Magnetresonanz-Messsystem (1) mit einer Hochfrequenzantenne (4) und mit einer Justageeinrichtung (15) zur Justage der Feldstärke von Hochfrequenzpulsen, die bei einer Magnetresonanz-Messung von der Hochfrequenzantenne (4) ausgesendet werden, umfassend – eine Kennwertermittlungseinheit (16), welche so ausgebildet ist, dass sie eine Aussendung von Hochfrequenzpulsen (HFR, HFR₁, HFR₂) mit einer definierten Pulsamplitude von der betreffenden Hochfrequenzantenne (4) veranlasst, um eine Probevolumenschicht (V_P) anzuregen, und dass sie entlang einer Erstreckungsrichtung (x) der Probevolumenschicht (V_P) eindimensional ortsaufgelöst Kennwerte (α(x)) ermittelt, welche jeweils eine lokale Feldstärke des B₁-Felds in senkrecht zur Erstreckungsrichtung (x) verlaufenden Streifen (S) der Probevolumenschicht (V_P) repräsentieren, – eine Mittelwertbildungseinheit (17), welche ausgebildet ist, um zumindest über einen bestimmten Abschnitt (a, a', a'') entlang der Erstreckungsrichtung (x) der Probevolumenschicht (V_P) einen Mittelwert (α_M) der ermittelten Kennwerte (α(x)) zu bilden, – eine Amplitudenermittlungseinheit (18), welche ausgebildet ist, um auf Basis des Mittelwerts (α_M) eine für die durchzuführende Magnetresonanz-Messung einzustellende Pulsamplitude der Hochfrequenzpulse zu ermitteln.
Computerprogrammprodukt, welches direkt in einen Speicher einer programmierbaren Steuereinrichtung (10) eines Magnetresonanz-Messsystems (1) ladbar ist, mit Programmcode-Mitteln, um alle Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 13 auszuführen, wenn das Programm in der Steuereinrichtung (10) des Magnetresonanz-Messsystems (1) ausgeführt wird.