DE102010015044A1

DE102010015044A1 - Verfahren und Einrichtung zur Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz und Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzsystems

Info

Publication number: DE102010015044A1
Application number: DE102010015044A
Authority: DE
Inventors: Matthias Gebhardt; Dr. Ritter Dieter
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2010-04-15
Filing date: 2010-04-15
Publication date: 2011-10-20
Also published as: US20110254545A1

Abstract

Es werden ein Verfahren und eine Steuersequenzermittlungseinrichtung (22) zur Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz (AS) beschrieben, welche einen Mehrkanal-Pulszug (MP) mit mehreren individuellen, vom Magnetresonanzsystem (1) über ve1, ..., SN) parallel auszusendenden HF-Pulszügen umfasst. Dabei wird auf Basis einer vorgegebenen Ziel-Funktion (ZF, ZF1, ZF2) mit einer vorgegebenen Ziel-Magnetisierung (ZM) in einem HF-Puls-Optimierungsverfahren ein Mehrkanal-Pulszug (MP) berechnet, wobei die Zielfunktion (ZF, ZF1, ZF2) derart vorgegeben wird, dass sie zumindest einen von der Ansteuersequenz (AS) abhängigen HF-Lokalbelastungswert (SEDloc) eines Untersuchungsobjekts (O) umfasst. Darüber hinaus werden ein Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzsystems (1) sowie ein Magnetresonanzsystem (1) mit einer solchen Steuersequenzermittlungseinrichtung (22) beschrieben.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Steuersequenzermittlungseinrichtung zur Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz, welche einen Mehrkanal-Pulszug mit mehreren individuellen, vom Magnetresonanzsystem über verschiedene unabhängige Hochfrequenz-Sendekanäle parallel auszusendenden HF-Pulszügen umfasst, wobei auf Basis einer vorgegebenen Ziel-Funktion mit einer vorgegebenen Ziel-Magnetisierung in einem HF-Puls-Optimierungsverfahren ein Mehrkanal-Pulszug berechnet wird. Darüber hinaus betrifft die Erfindung ein Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzsystems mit einer Mehrzahl von unabhängigen Hochfrequenz-Sendekanälen unter Nutzung einer solchen Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz sowie ein Magnetresonanzsystem mit einer Mehrzahl von unabhängigen Hochfrequenz-Sendekanälen und mit einer Steuereinrichtung, welche ausgebildet ist, um zur Durchführung einer gewünschten Messung auf Basis einer vorgegebenen Ansteuersequenz einen Mehrkanal-Pulszug mit mehreren parallelen individuellen HF-Pulszügen über die verschiedenen Hochfrequenz-Sendekanäle auszusenden.
In einem Magnetresonanzsystem wird üblicherweise der zu untersuchende Körper mit Hilfe eines Grundfeldmagnetsystems einem relativ hohen Grundfeldmagnetfeld, beispielsweise von 3 oder 7 Tesla, ausgesetzt. Zusätzlich wird mit Hilfe eines Gradientensystems ein Magnetfeldgradient angelegt. Über ein Hochfrequenz-Sendesystem werden dann mittels geeigneter Antenneneinrichtungen hochfrequente Anregungssignale (HF-Signale) ausgesendet, was dazu führen soll, dass die Kernspins bestimmter, durch dieses Hochfrequenzfeld resonant angeregter Atome, ortsaufgelöst um einen definierten Flipwinkel gegenüber den Magnetfeldlinien des Grundmagnetfelds verkippt werden. Diese Hochfrequenzanregung bzw. die resultierende Flipwinkelverteilung wird im Folgenden auch als Kernmagnetisierung oder kurz „Magnetisierung” bezeichnet. Bei der Relaxation der Kernspins werden Hochfrequenzsignale, so genannte Magnetresonanzsignale, abgestrahlt, die mittels geeigneter Empfangsantennen empfangen und dann weiterverarbeitet werden. Aus den so akquirierten Rohdaten können schließlich die gewünschten Bilddaten rekonstruiert werden. Die Aussendung der Hochfrequenzsignale zur Kernsein-Magnetisierung erfolgt mittels einer sogenannten „Ganzkörperspule” oder „Bodycoil” oder oft auch mit am Patienten oder Probanten anliegenden Lokalspulen. Ein typischer Aufbau einer Ganzkörperspule ist eine Käfigantenne (Birdcage-Antenne), welche aus mehreren Sendestäben besteht, die parallel zur Längsachse verlaufend um einen Patientenraum des Tomographen herum angeordnet sind, in dem sich ein Patient bei der Untersuchung befindet. Stirnseitig sind die Antennenstäbe jeweils ringförmig kapazitiv miteinander verbunden.
Bisher war es üblich, Ganzkörperantennen in einem „homogenen Modus”, beispielsweise einem „CP-Mode”, zu betreiben. Hierzu wird ein einziges zeitliches HF-Signal auf alle Komponenten der Sendeantenne gegeben, beispielsweise alle Sendestäbe einer Käfigantenne. Üblicherweise erfolgt dabei die Übergabe der Pulse an die einzelnen Komponenten phasenversetzt mit einer der Geometrie der Sendespule angepassten Verschiebung. Beispielsweise können bei einer Käfigantenne mit 16 Stäben die Stäbe jeweils mit dem gleichen HF-Magnitudensignal mit 22,5° Phasenverschiebung versetzt angesteuert werden. Eine solche homogene Anregung führt zu einer globalen Hochfrequenz-Belastung des Patienten, die nach den üblichen Regeln begrenzt werden muss, da eine zu hohe Hochfrequenz-Belastung zu Schädigungen des Patienten führen könnte. Daher wird üblicherweise die Hochfrequenz-Belastung des Patienten zum einen vorab bei der Planung der auszugebenden Hochfrequenzpulse kalkuliert und die Hochfrequenzpulse werden so gewählt, dass eine bestimmte Grenze nicht erreicht wird. Unter der HF-Belastung wird dabei im Folgenden eine durch die HF-Einstrahlung induzierte physiologische Belastung und nicht die eingebrachte HF-Energie als solches verstanden. Ein typisches Maß für die Hochfrequenz-Belastung ist der so genannte SAR-Wert (SAR = Specific Absorption Rate), der in Watt/kg angibt, welche biologische Belastung auf den Patienten durch eine bestimmte Hochfrequenz-Pulsleistung wirkt. Für die globale SAR oder HF-Belastung eines Patienten gilt beispielsweise eine genormte Begrenzung von 4 Watt/kg im „First Level” nach der IEC-Norm. Zusätzlich wird außer der Vorabplanung die SAR-Belastung des Patienten während der Untersuchung durch geeignete Sicherheitseinrichtungen am Magnetresonanzsystem laufend überwacht und eine Messung verändert oder abgebrochen, wenn der SAR-Wert über den vorgesehenen Normen liegt. Dennoch ist eine möglichst exakte Planung vorab sinnvoll, um einen Abbruch einer Messung zu vermeiden, da dies eine neue Messung erforderlich machen würde.
Bei neueren Magnetresonanzsystemen ist es inzwischen möglich, die einzelnen Sendekanäle, beispielsweise die einzelnen Stäbe einer Käfigantenne, mit individuellen der Bildgebung angepassten HF-Signalen zu belegen. Hierzu wird ein Mehrkanal-Pulszug ausgesendet, der wie eingangs beschrieben aus mehreren individuellen Hochfrequenz-Pulszügen besteht, die parallel über die verschiedenen unabhängigen Hochfrequenz-Sendekanäle ausgesendet werden können. Ein solcher Mehrkanal-Pulszug, wegen der parallelen Aussendung der einzelnen Pulse auch als „pTX-Puls” bezeichnet, kann beispielsweise als Anregungs-, Refokussierungs- und/oder Inversionspuls verwendet werden.
Solche Mehrkanal-Pulszüge werden üblicherweise vorab für eine bestimmte geplante Messung generiert. Hierzu werden in einem Optimierungsverfahren die einzelnen HF-Pulszüge, d. h. die HF-Trajektorien, für die einzelnen Sendekanäle über der Zeit in Abhängigkeit von einer „Sende-k-Raum-Gradiententrajektorie” ermittelt, die üblicherweise von einem Messprotokoll vorgegeben wird. Bei der „Sende-k-Raum-Gradiententrajektorie” (im Folgenden kürzer nur „k-Raum-Gradiententrajektorie” oder „Gradiententrajektorie” genannt) handelt es sich um die Orte im k-Raum, die durch Einstellung der einzelnen Gradienten zu bestimmten Zeiten, d. h. durch jeweils passend zu den HF-Pulszügen koordiniert auszusendende Gradienten-Pulszüge (mit passenden x-, y- und z-Gradientenpulsen), angefahren werden. Der k-Raum ist der Ortsfrequenzraum, und die Gradiententrajektorie im k-Raum beschreibt, auf welchem Weg der k-Raum bei Aussenden eines HF-Pulses bzw. der parallelen Pulse durch entsprechendes Schalten der Gradientenpulse zeitlich durchlaufen wird. Durch Einstellung der Gradiententrajektorie im k-Raum, d. h. durch Einstellung der passenden, parallel zu dem Mehrkanal-Pulszug applizierten Gradiententrajektorie, kann so bestimmt werden, an welchen Ortsfrequenzen bestimmte HF-Energien deponiert werden.
Das Optimierungsverfahren arbeitet – wie jedes Optimierungsverfahren – mit einer vorgegebenen Ziel-Funktion. Für die Planung der HF-Pulsfolge gibt der Anwender eine Ziel-Magnetisierung vor, beispielsweise eine gewünschte Flipwinkelverteilung, die innerhalb der Ziel-Funktion als Soll-Wert eingesetzt wird. Im Optimierungsprogramm wird dann für die vorgegebene Zielfunktion die passende HF-Pulsfolge für die einzelnen Kanäle berechnet, so dass die Ziel-Magnetisierung erreicht wird. Ein Verfahren zur Entwicklung solcher Mehrkanal-Pulszüge in parallelen Anregungsverfahren wird beispielsweise in W. Grishom et al.: „Spatial Domain Method for the Design of RF Pulses in Multicoil Parallel Excitation", Mag. Res. Med. 56, 620–629, 2006, beschrieben.
Für eine bestimmte Messung sind die verschiedenen Mehrkanal-Pulszüge, die zur jeweiligen Ansteuersequenz gehörenden Gradienten-Pulszüge sowie weitere Steuervorgaben in einem sogenannten Messprotokoll definiert, welches vorab erstellt wird und für eine bestimmte Messung beispielsweise aus einem Speicher abgerufen und gegebenenfalls vom Bediener vor Ort verändert werden kann. Während der Messung erfolgt dann die Steuerung des Magnetresonanzsystems vollautomatisch auf Basis dieses Messprotokolls, wobei die Steuereinrichtung des Magnetresonanzsystems die Befehle aus dem Messprotokoll ausliest und abarbeitet.
Bei der Aussendung von Mehrkanal-Pulszügen kann im Messraum und folglich auch im Patienten die bisher homogene Anregung durch eine prinzipiell beliebig geformte Anregung ersetzt werden. Zur Abschätzung der maximalen Hochfrequenz-Belastung muss daher jede mögliche Hochfrequenz-Überlagerung untersucht werden. Dies kann z. B. an einem Patientenmodell unter Einbeziehung von gewebetypischen Eigenschaften wie Leitfähigkeit, Dielektrizität, Dichte etc. in einer Simulation untersucht werden. Aus bisherigen Simulationen ist bereits bekannt, dass sich im Hochfrequenzfeld im Patienten typischerweise so genannte „Hotspots” ausbilden können, an denen die Hochfrequenz-Belastung ein Vielfaches der bisher aus der homogenen Anregung bekannten Werte ausmachen kann. Die daraus resultierenden Hochfrequenz-Limitierungen sind andererseits inakzeptabel für die Performance klinischer Bildgebung, da bei Berücksichtigung solcher Hotspots die Gesamtsendeleistung zu niedrig wäre, um akzeptable Bilder zu erzeugen. Daher ist es unbedingt notwendig, bei der Aussendung der Mehrkanal-Pulszüge eine Verringerung der Hochfrequenz-Belastung zu erreichen.
Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein geeignetes Verfahren sowie eine entsprechende Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung zur Ermittlung von Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenzen zu schaffen, welche eine Reduzierung und/oder sicherere Kontrollierbarkeit der lokalen Hochfrequenz-Belastung des Patienten bereits bei der Entwicklung der Mehrkanal-Pulszüge ermöglichen.
Diese Aufgabe wird zum einen durch ein Verfahren gemäß Patentanspruch 1 und zum anderen durch eine Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung nach Patentanspruch 15 gelöst.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren wird, wie eingangs beschrieben, auf Basis einer vorgegebenen Zielfunktion mit einer vorgegebenen Ziel-Magnetisierung in einem HF-Puls-Optimierungsverfahren ein Mehrkanal-Pulszug berechnet.
Erfindungsgemäß wird dabei aber jetzt eine Zielfunktion derart vorgegeben, dass sie zumindest einen von der Ansteuersequenz (bzw. vom Mehrkanal-Pulszug) abhängigen HF-Lokalbelastungswert eines Untersuchungsobjekts umfasst. Da der HF-Lokalbelastungswert von der Ansteuersequenz abhängt, bildet er innerhalb der Zielfunktion einen „Lokalbelastungs-Funktionsterm”, so dass im Folgenden die Begriffe HF-Lokalbelastungswert und Lokalbelastungs-Funktionsterm synonym verwendet werden. Unter einer lokalen HF-Belastung ist dabei nicht die an einem Ort oder in einem bestimmten Volumeneinheit auftretende HF-Amplitude zu verstehen, sondern die daraus resultierende Energiebelastung bzw. die durch die HF-Einstrahlung induzierte physiologische Belastung, beispielsweise in Form eines SED-Werts (SED = Specific Energy Dose; spezifische Energiedosis) oder eines SAR-Werts (SAR-Specific Absorption Rate; spezifische Absorptionsrate) in einem bestimmten lokalen Volumen, beispielsweise an einem oder mehreren Hotspots. Der in der Zielfunktion genutzte HF-Lokalbelastungswert kann dabei beispielsweise auf einem oder mehreren lokalen SAR-Werten oder SED-Werten basieren.
Verschiedene Möglichkeiten, einen Lokalbelastungs-Funktionsterm in die Zielfunktion aufzunehmen, werden später noch erläutert. Wesentlich ist dabei, dass jetzt in der Zielfunktion die HF-Belastung an einzelnen räumlichen Orten betrachtet wird und nicht nur eine globale HF-Belastung, wie dies bisher der Fall ist. Durch die Einbeziehung des HF-Lokalbelastungswert in die Zielfunktion kann direkt bei der Optimierung darauf geachtet werden, dass auch die lokale HF-Belastung nicht zu hoch wird und/oder bestimmte Bedingungen erfüllt, so dass die lokale HF-Belastung später bei einer Nutzung der Steuersequenz während einer Datenakquisition leichter kontrollierbar ist. Im Detail hängt dies davon ab, in welcher Form der Lokalbelastungs-Funktionsterm in der Zielfunktion aufgebaut ist.
Dementsprechend muss eine erfindungsgemäße Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung eine Eingangsschnittstelle zur Erfassung einer Zielmagnetisierung, eine HF-Puls-Optimierungseinheit, um auf Basis einer vorgegebenen Zielfunktion mit einer vorgegebenen Zielmagnetisierung in einem HF-Puls-Optimierungsverfahren einen Mehrkanal-Pulszug zu berechnen, und eine Steuersequenzausgabe-Schnittstelle aufweisen, um die Steuersequenz zur Ansteuerung des Magnetresonanzsystems für die Datenakquisition an eine Steuereinrichtung zu übergeben oder hierfür in einem Speicher zu hinterlegen. Die Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung ist dabei erfindungsgemäß derart ausgebildet, dass sie in dem HF-Puls-Optimierungsverfahren eine Zielfunktion verwendet, die zumindest einen von der Ansteuersequenz abhängigen lokalen HF-Belastungswert eines Untersuchungsobjekts umfasst.
Bei einem erfindungsgemäßen Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzsystems wird nach dem zuvor beschriebenen Verfahren eine Ansteuersequenz ermittelt und dann das Magnetresonanzsystem unter Nutzung dieser Ansteuersequenz betrieben. Entsprechend weist ein erfindungsgemäßes Magnetresonanzsystem der eingangs genannten Art eine zuvor beschriebene Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung auf.
Wesentliche Teile der Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung können in Form von Softwarekomponenten ausgebildet sein. Dies betrifft insbesondere die HF-Puls-Optimierungseinheit und gegebenenfalls auch – wie später noch erläutert wird – eine spezielle HF-Belastungs-Optimierungseinheit. Bei der Eingangs-Schnittstelle kann es sich beispielsweise um eine Benutzerschnittstelle zur manuellen Eingabe einer Ziel-Magnetisierung, insbesondere auch um eine grafische Benutzerschnittstelle handeln. Hierbei kann es sich auch um eine Schnittstelle handeln, um Daten, beispielsweise auch eine geeignete Zielfunktion, aus einem innerhalb der Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung angeordneten oder über ein Netz damit verbundenen Datenspeicher – gegebenenfalls auch unter Nutzung der Benutzerschnittstelle – auszuwählen und zu übernehmen. Bei der Steuersequenz-Ausgabe-Schnittstelle kann es sich z. B. um eine Schnittstelle handeln, die die Steuersequenz an eine Magnetresonanzsteuerung übermittelt, um damit direkt die Messung zu steuern, aber auch um eine Schnittstelle, die die Daten über ein Netz versendet und/oder in einem Speicher zur späteren Nutzung hinterlegt. Diese Schnittstellen können ebenfalls zumindest teilweise in Form von Software ausgebildet sein und eventuell auf Hardware-Schnittstellen eines vorhandenen Rechners zurückgreifen.
Die Erfindung umfasst somit auch ein Computerprogramm, welches direkt in einen Speicher einer Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung ladbar ist, mit Programmcode-Abschnitten, um alle Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens auszuführen, wenn das Programm in der Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung ausgeführt wird. Eine solche softwaremäßige Realisierung hat den Vorteil, dass auch bisherige Einrichtungen, die zur Ermittlung von Steuersequenzen verwendet werden (beispielsweise geeignete Rechner in Rechenzentren der Magnetresonanzsystem-Hersteller), durch Implementierung des Programms in geeigneter Weise modifiziert werden können, um in der erfindungsgemäßen Weise Steuersequenzen zu ermitteln, die mit einer geringeren und/oder sicherer kontrollierbaren Hochfrequenz-Belastung verbunden sind.
Die abhängigen Ansprüche sowie die nachfolgende Beschreibung enthalten besonders vorteilhafte Weiterbildungen und Ausgestaltungen der Erfindung, wobei insbesondere auch die Ansprüche einer Kategorie analog zu den abhängigen Ansprüchen einer anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein können.
Wie bereits oben erläutert, ist die lokale HF-Belastung an verschiedenen Orten im Körper des Untersuchungsobjekts unterschiedlich, wobei zu erwarten ist, dass sich Hotspots ausbilden, an denen besonders hohe HF-Belastungen (d. h. HF-induzierte physiologische Belastungen) auftreten.
Vorzugsweise wird der HF-Lokalbelastungswert aus einer Kombination verschiedener lokaler HF-Belastungswerte in verschiedenen Volumeneinheiten mit spezifischen Gewebeeigenschaften gebildet. Bei den Volumeneinheiten kann es sich um einzelne Volumenelemente (z. B. die einzelnen Voxel) oder auch um größere Volumeneinheiten, beispielsweise ganze Voxelgruppen, handeln. Bei einer bevorzugten Variante basiert der HF-Lokalbelastungswert auf einem HF-Lokalbelastungsvektor, der die lokalen HF-Belastungswerte umfasst. Besonders bevorzugt besteht der HF-Lokalbelastungsvektor aus einer definierten Anzahl von lokalen HF-Belastungswerten an besonders belasteten Positionen, d. h. an zuvor identifizierten möglichen Hotspots. Beispielsweise können zum Aufbau eines HF-Lokalbelastungsvektors die lokalen HF-Belastungswerte von einer bestimmten Anzahl der am stärksten belasteten Hotspots verwendet werden, z. B. der 30 stärksten Hotspots.
Der innerhalb der Zielfunktion verwendete HF-Lokalbelastungswert, d. h. der Lokalbelastungs-Funktionsterm, kann bevorzugt eine vorgegebene Norm eines HF-Lokalbelastungsvektors umfassen. Verschiedene mögliche Normen sind beispielsweise die Maximalnorm, eine Betragssummennorm (L-Norm) oder eine euklidische Norm (L₂-Norm).
Bei einer bevorzugten Variante wird die Zielfunktion bzw. der Lokalbelastungs-Funktionsterm so gewählt, dass im Optimierungsverfahren der HF-Lokalbelastungswert minimiert wird.
Hierzu gibt es verschiedene Möglichkeiten. So kann bei einer Variante im Optimierungsverfahren ein Maximalwert der lokalen HF-Belastung minimiert werden. Enthält der Lokalbelastungs-Funktionsterm beispielsweise die Maximalnorm eines HF-Lokalbelastungsvektors, so wird automatisch das maximale Vektorelement des HF-Lokalbelastungsvektors minimiert. Dies ist beispielsweise der Hotspot, der die stärkste Belastung aufweist. Allerdings wird bei dieser einfachen Variante letztlich nur ein lokaler Hotspot und keine Kombination verschiedener lokaler HF-Belastungswerte in verschiedenen Volumeneinheiten berücksichtigt.
Bei einer besonders bevorzugten Variante wird die Zielfunktion so gewählt, dass im Optimierungsverfahren eine vorgegebene Kombination, beispielsweise eine Summe, von räumlich verschiedenen HF-Belastungswerten minimiert wird. Dies lässt sich beispielsweise realisieren, indem eine Betragssummennorm oder eine euklidische Norm des lokalen HF-Belastungsvektors als HF-Lokalbelastungswert in der Zielfunktion genutzt wird.
In diesem Fall bildet der Lokalbelastungs-Funktionsterm also einen Lokalbelastungs-Ausgleichsterm, der dazu führt, dass bei der Optimierung der Zielfunktion die Mehrkanal-Pulszüge so berechnet werden, dass besonders kritische lokale HF-Belastungswerte reduziert werden und gleichzeitig nicht so kritische lokale HF-Belastungswerte ggf. erhöht werden. Wird z. B. für den Lokalbelastungs-Funktionsterm ein HF-Belastungsvektor aus den lokalen HF-Belastungswerten an den verschiedenen Hotspots gewählt, so wird auf diese Weise eine Art „Hotspot-Egalisierungsterm” in die Zielfunktion für das pTX-Pulsdesign eingeführt. Hierbei wird also einem oder wenigen kritischen Hotspots im HF-Belastungsvektor HF-Energie entzogen und den anderen nicht so kritischen Hotspots entsprechend HF-Energie zugeführt.
Es hat sich herausgestellt, dass bei realistisch erreichbaren Magnetisierungen die lokale SED-Belastung gegenüber einer Optimierung mit einer herkömmlichen Zielfunktion so bereits um einen Faktor vier reduziert werden kann.
Bei einer bevorzugten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens wird die Zielfunktion derart gewählt, dass sie von einer Abweichung eines HF-Lokalbelastungswert von einem HF-Globalbelastungswert abhängt. Bei dieser Variante kann dafür gesorgt werden, dass der HF-Lokalbelastungswert nicht wie oben beschrieben minimiert wird, sondern dass vorzugsweise jetzt im Optimierungsverfahren das Verhältnis des HF-Lokalbelastungswerts zu einem HF-Globalbelastungswert auf einen vorgegebenen Wert optimiert wird. Hierzu kann der HF-Lokalbelastungswert z. B. mit einem vorgegebenen Abweichungs-Faktor multipliziert werden und die Differenz des dabei erhaltenen Wertes zu dem vorgegebenen HF-Globalbelastungswert wird dann innerhalb der Zielfunktion im Rahmen des Optimierungsverfahrens minimiert.
Bei dem HF-Globalbelastungswert kann es sich um einen auf übliche Weise während einer Messung bezüglich der Einhaltung eines Grenzwertes überwachbaren Wert, wie z. B. einen herkömmlichen SAR-Wert, handeln. Beispielsweise kann es sich bei dem Grenzwert um den eingangs bereits genannten Wert von 4 Watt/kg im „First Level” nach der IEC-Norm handeln. Verschiedene Verfahren, die globale HF-Belastung vor einer Messung bei der Planung zu berücksichtigen und während einer Messung zu überwachen (beispielsweise mit einer als „RFSWD” (Radio Frequency Safety Watch Dog = Hochfrequenzsicherheits-Wachhund) bezeichneten Hochfrequenzleistungskontrolleinrichtung), sind dem Fachmann hinreichend bekannt und brauchen daher hier nicht weiter erläutert zu werden.
Ein Vorteil dieser Methode besteht darin, dass im Rahmen des Pulsdesigns nicht in irgendeiner Form auf einen relativ undefinierten Lokalbelastungs-Funktionsterm minimiert wird, bei dem zum Zeitpunkt der Berechnung der HF-Pulse nicht klar ist, ob die später in der Realität verwendete Sequenz (bei der gewünschten Sendeleistung und gegebenenfalls einem verwendeten Mehrschichtaufnahmeverfahren) tatsächlich die lokalen Grenzwerte verletzen würde oder nicht. Stattdessen wird mit der Optimierung auf das fixe Verhältnis zwischen HF-Lokalbelastungswert und HF-Globalbelastungswert dafür gesorgt, dass der Mechanismus zur Vorhersage der globalen HF-Belastung und der lokalen HF-Belastung sich nicht mehr unterscheidet. Die globale HF-Belastung ist aber mit den bisherigen Verfahren relativ gut vorab berechenbar. Ein weiterer Vorteil dieser Variante besteht darin, dass lokale Belastungswerte nicht unnötig reduziert werden, da eine Minimierung der lokalen HF-Belastung ja automatisch auch mit einer geringeren HF-Amplitude und folglich mit einer geringeren Performance bei der Datenakquisition verbunden ist. Insgesamt kann so bei verbesserter Bildqualität die lokale HF-Belastung genauer kontrolliert und die Einhaltung der Grenzwerte überwacht werden.
Wie bereits erläutert, kann ein lokaler HF-Belastungswert bevorzugt auf einer spezifischen Energiedosis zumindest einer Volumeneinheit, beispielsweise einem einzelnen Voxel oder einer Voxelgruppe, basieren.
Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Verfahrens basiert der lokale HF-Belastungswert auf einer Korrelation, insbesondere einer Kreuzkorrelation, der einzelnen parallel auszusendenden HF-Pulszüge des Mehrkanal-Pulszugs. Weiterhin kann der lokale HF-Belastungswert bevorzugt auch auf einer gewebespezifischen Sensitivitätsmatrix basieren, die für verschiedene Volumeneinheiten des Untersuchungsobjekts die Abhängigkeit der HF-Belastung von einer aktuellen HF-Sendeamplitude in der jeweiligen Volumeneinheit repräsentiert. Diese Sensitivitätsmatrix kann beispielsweise für jeden einzelnen Voxel einen Sensitivitätswert enthalten, welcher multipliziert mit der Amplitude des Hochfrequenzfelds das E-Feld in dem jeweiligen Voxel angibt.
Bei einem weiter bevorzugten Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Verfahrens wird zusätzlich in einem HF-Belastungs-Optimierungsverfahren die k-Raum-Gradiententrajektorie unter Nutzung einer parametrisierbaren Funktion hinsichtlich des HF-Lokalbelastungswerts optimiert. Wie eingangs erwähnt, werden bisher die Mehrkanal-Pulszüge in dem Optimierungsverfahren in Abhängigkeit von einer festen „k-Raum-Gradiententrajektorie” ermittelt, die üblicherweise von einem Messprotokoll vorgegeben wird. Bei der Konstruktion der Gradiententrajektorie ist darauf zu achten, dass die relevanten Bereiche im k-Raum auch durchlaufen werden. Beispielsweise muss, wenn ein im Ortsraum scharf abgegrenztes Gebiet, z. B. ein Rechteck oder Oval, angeregt werden soll, der k-Raum auch in seinem äußeren Grenzbereich gut abgedeckt sein. Ist dagegen nur eine unscharfe Begrenzung gewünscht, dann reicht eine Abdeckung im inneren k-Raum-Bereich aus. Ein Protokollentwickler muss daher bei der Auswahl der k-Raum-Trajektorie bereits eine gewisse Erfahrung mitbringen, so dass damit die Zielmagnetisierung erreichbar ist.
Bei einer bevorzugten Variante des erfindungsgemäßen Verfahren ist es möglich, dass der Messprotokoll-Entwickler nach wie vor eine k-Raum-Gradiententrajektorie vorgibt, jedoch wird diese nur noch als initiale Grundform angesehen. D. h. die Gradiententrajektorie kann im Rahmen der vorgegebenen Grundform im Optimierungsverfahren so gewählt werden, dass die HF-Energie so weit wie möglich im k-Raum verteilt wird, um hohe HF-Spitzen zu vermeiden. Gerade die auftretenden HF-Spitzen erhöhen nämlich die effektive Gesamt-Hochfrequenzleistung erheblich, welche wiederum die SAR-Belastung des Patienten dominiert. In ersten Experimenten hat sich herausgestellt, dass mit dem erfindungsgemäßen Verfahren auf einfache Weise die Hochfrequenz-Belastung für den Patienten bei gleicher Bildqualität um fast einen Faktor drei reduziert werden kann.
Ein dementsprechendes Ausführungsbeispiel einer erfindungsgemäße Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung der eingangs genannten Art muss dann derart ausgebildet sein, dass sie in einem HF-Belastungs-Optimierungsverfahren die k-Raum-Gradiententrajektorie unter Nutzung einer parametrisierbaren Funktion zumindest hinsichtlich eines HF-Belastungswerts eines Untersuchungsobjekts optimiert.
Besonders bevorzugt werden dabei (innerhalb des HF-Belastungs-Optimierungsverfahrens) Geometrieparameter der k-Raum-Gradiententrajektorie minimiert. Insbesondere bevorzugt könnten die Geometrieparameter dabei Parameter zur Bestimmung des Geometriedesigns von EPI-Trajektorien (EPI = Echo-Planar-Imaging) und/oder Spoke-Positionen- und/oder Spiralgeometrien und/oder Radialgeometrien und/oder Freiformgeometrien umfassen.
Beispielsweise kann die Gradiententrajektorie als Spirale mit variablen Parametern vorgegeben sein, wobei die bei einer Archimedes-Spirale originale lineare Vergrößerung des Radius durch eine Funktion, z. B. ein 2-Punkt-Spline, variabel eingestellt werden kann. Durch diese variablen Geometrieparameter können dann die Ausbreitung der Spirale in x-Richtung und in y-Richtung sowie der Abstand zweier benachbarter Spuren innerhalb der Spirale beeinflusst werden.
Bei einer Spoke-Geometrie im k-Raum werden nacheinander nur einzelne Punkte im k-Raum durch Einstellung von x- und y-Gradienten angefahren, z. B. zehn Punkte, die auf mehreren Kreisen liegen. Um eine angefahrene x-/y-Position im k-Raum zu halten, werden jeweils der x-Gradient und der y-Gradient ausgestellt, d. h. in x-Gradienten- und y-Gradientenrichtung keine Pulse mehr appliziert. Stattdessen wird während der Aussendung der Hochfrequenzpulse ein z-Gradient geschaltet, um den betreffenden Ort im k-Raum schichtselektiv zu messen. Bei einem solchen Messverfahren können folglich durch geeignete Wahl der Geometrieparameter die x- und y-Positionen der „Spokes” im k-Raum festgelegt werden. Unter Radialgeometrien sind z. B. Rosettengeometrien etc. zu verstehen und bei Freiformgeometrien handelt es sich um frei wählbare Geometrien.
Besonders bevorzugt ist das HF-Belastungs-Optimierungsverfahren mit dem HF-Puls-Optimierungsverfahren verknüpft, d. h. die Verfahren sind in irgendeiner Weise ineinander integriert, z. B. indem das HF-Belastungs-Optimierungsverfahren das HF-Puls-Optimierungsverfahren umfasst oder umgekehrt.
Bei einer bevorzugten Ausgestaltung dieses Verfahrens wird ein iteratives Verfahren durchgeführt, indem jeweils für eine gegebene k-Raum-Gradiententrajektorie mittels des HF-Puls-Optimierungsverfahrens ein Mehrkanal-Pulszug ermittelt wird. Dies kann beispielsweise mit dem oben beschriebenen üblichen HF-Puls-Optimierungsverfahren unter Verwendung einer erfindungsgemäßen Zielfunktion durchgeführt werden, z. B. indem mit einem Least-Mean-Square-Verfahren die Ist-Magnetisierung an eine Ziel- bzw. Soll-Magnetisierung unter Variation der auszusendenden HF-Pulszüge angepasst wird. In einem weiteren Schritt des iterativen Verfahrens wird dann auf Basis des ermittelten Mehrkanal-Pulszugs eine voraussichtliche HF-Belastung des Untersuchungsobjekts ermittelt. Das heißt, die innerhalb des Mehrkanal-Pulszugs vorgegebenen HF-Pulse und die vorgegebene Gradiententrajektorie (bzw. die dadurch definierten Gradientenpulse) werden in eine Simulation eingesetzt und so die HF-Belastung berechnet. Darauf basierend werden dann in einem weiteren Schritt nach einer vorgegebenen Optimierungsstrategie des HF-Belastungs-Optimierungsverfahrens die Geometrieparameter der k-Raum-Gradiententrajektorie zur Reduzierung der HF-Belastung variiert. Mit dieser neuen k-Raum-Gradiententrajektorie werden dann in weiteren Iterationsschritten die vorgenannten Schritte wiederholt. Dies erfolgt so lange, bis ein Abbruchkriterium erreicht ist, beispielsweise bis eine maximale Anzahl von Iterationsschritten durchlaufen wurde oder die zu minimierende Zielfunktion das gewünschte Minimum erreicht hat bzw. unter einen vorgegebenen ε-Wert gefallen ist. Ein konkreteres Ausführungsbeispiel hierzu wird später noch erläutert.
Besonders bevorzugt erfolgt die Berechnung des Mehrkanal-Pulszugs im Rahmen des erfindungsgemäßen HF-Puls-Optimierungsverfahrens zunächst für eine niedrigere Ziel-Magnetisierung. Der dabei ermittelte Mehrkanal-Pulszug wird anschließend auf eine entgültige Ziel-Magnetisierung hochskaliert und ggf. noch einmal nachkorrigiert. Für diese Vorgehensweise wird ausgenutzt, dass für kleine Magnetisierungen, d. h. für geringe Flipwinkel (im so genannten „Low-Flip-Bereich”), z. B. zwischen 0 und 5°, das Magnetisierungsverhalten noch linear ist. Daher ist in diesem Bereich eine Berechnung mit einem Optimierungsverfahren erheblich einfacher und stabiler. Ist für diesen Bereich der optimale Mehrkanal-Pulszug gefunden, so ist in einem nachfolgenden Schritt ohne weiteres eine Hochskalierung möglich. Wenn z. B. die Berechnung im Low-Flip-Bereich für einen Flipwinkel von maximal α = 5° erfolgt und die eigentliche Magnetisierung mit einem Flipwinkel α von maximal 90° erfolgen soll, können entsprechend dem Verhältnis der Flipwinkel die Amplitudenwerte der HF-Pulse mit einem Faktor 18 multipliziert werden. Die dabei auftretenden Fehler können anschließend im Rahmen einer (Bloch-)Simulation ermittelt und korrigiert werden.
Sofern in diesen nachfolgenden Schritten eine Zielfunktion genutzt wird, weist diese vorzugsweise ebenfalls einen entsprechenden HF-Lokalbelastungswert des Untersuchungsobjekts (d. h. einen Lokalbelastungs-Funktionsterm) auf.
Zusätzlich können im Rahmen des HF-Belastungs-Optimierungsverfahrens auch weitere Parameter hinsichtlich eines HF-Belastungswerts eines Untersuchungsobjekts optimiert werden. Beispielsweise können die für die HF-Puls-Optimierung benutzten Parameter innerhalb der Thikonov-Regularisierung oder auch andere Systemparameter wie z. B. die maximale Gradientenstärke oder die sog. „Slew Rate” (die Anstiegszeit der Gradientenpulse) im Rahmen der Optimierung variiert werden, um so noch bessere Ergebnisse zu erzielen.
Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels einer erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage,
2 ein Ablaufschema für einen möglichen Ablauf gemäß einem Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Verfahrens,
3 eine Darstellung verschiedener L-Kurven, die die mittleren quadratische Abweichung des Flip-Winkels in Abhängigkeit von einem lokalen SED-Wert zeigen,
4 eine Darstellung der Graphen zweier möglicher Lokalbelastungs-Funktionsterme, die von einem Verhältnis eines HF-Lokalbelastungswerts zu einem HF-Globalbelastungswert abhängen.
In 1 ist grob schematisch eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage 1 dargestellt. Sie umfasst zum einen den eigentlichen Magnetresonanzscanner 2 mit einem darin befindlichen Untersuchungsraum 8 bzw. Patiententunnel 8. Eine Liege 7 ist in diesen Patiententunnel 8 hineinfahrbar, so dass ein darauf liegender Patient O oder Proband während einer Untersuchung an einer bestimmten Position innerhalb des Magnetresonanzscanners 2 relativ zu dem darin angeordneten Magnetsystem und Hochfrequenzsystem gelagert werden kann bzw. auch während einer Messung zwischen verschiedenen Positionen verfahrbar ist.
Wesentliche Komponenten des Magnetresonanzscanners 2 sind ein Grundfeldmagnet 3, ein Gradientensystem 4 mit Magnetfeldgradientenspulen, um beliebige Magnetfeldgradienten in x-, y- und z-Richtung anzulegen, sowie eine Ganzkörper-Hochfrequenzspule 5. Der Empfang von im Untersuchungsobjekt O induzierten Magnetresonanzsignalen kann über die Ganzkörperspule 5 erfolgen, mit der in der Regel auch die Hochfrequenzsignale zur Induzierung der Magnetresonanzsignale ausgesendet werden. Üblicherweise werden diese Signale aber mit beispielsweise auf oder unter den Untersuchungsobjekt O gelegten Lokalspulen 6 empfangen. Alle diese Komponenten sind dem Fachmann grundsätzlich bekannt und daher in der 1 nur grob schematisch dargestellt.
Die Ganzkörper-Hochfrequenzspule 5 ist hier in Form einer so genannten Birdcage-Antenne aufgebaut und weist eine Anzahl N von einzelnen Antennenstäben auf, die parallel zum Patiententunnel 8 verlaufen und auf einem Umfang um den Patiententunnel 8 gleichmäßig verteilt angeordnet sind. Endseitig sind die einzelnen Antennenstäbe jeweils kapazitiv ringförmig verbunden.
Die einzelnen Antennenstäbe sind hier als einzelne Sendekanäle S₁, ..., S_N separat von einer Steuereinrichtung 10 ansteuerbar. Dabei kann es sich um einen Steuerrechner handeln, welcher auch aus einer Vielzahl von – gegebenenfalls auch räumlich getrennten und über geeignete Kabel oder dergleichen untereinander verbundenen – Einzelrechnern bestehen kann. Über eine Terminalschnittstelle 17 ist diese Steuereinrichtung 10 mit einem Terminal 20 verbunden, über das ein Bediener die gesamte Anlage 1 ansteuern kann. Im vorliegenden Fall ist dieses Terminal 20 als Rechner mit Tastatur, einem oder mehreren Bildschirmen sowie weiteren Eingabegeräten wie beispielsweise Maus oder dergleichen ausgestattet, so dass dem Bediener eine grafische Benutzeroberfläche zur Verfügung steht.
Die Steuereinrichtung 10 weist u. a. eine Gradienten-Steuereinheit 11 auf, die wiederum aus mehreren Teilkomponenten bestehen kann. Über diese Gradienten-Steuereinheit 11 werden die einzelnen Gradientenspulen mit Steuersignalen SG_x, SG_v, SG_z, beschaltet. Hierbei handelt es sich um Gradientenpulse, die während einer Messung an genau vorgesehenen zeitlichen Positionen und mit einem genau vorgegebenen zeitlichen Verlauf gesetzt werden.
Die Steuereinrichtung 10 weist außerdem eine Hochfrequenz-Sende-/Empfangseinheit 12 auf. Diese HF-Sende-/Empfangseinheit 12 besteht ebenfalls aus mehreren Teilkomponenten, um jeweils separat und parallel auf die einzelnen Sendekanäle S₁, ... S_N, d. h. auf die einzeln ansteuerbaren Antennenstäbe der Bodycoil, Hochfrequenzpulse aufzugeben. Über die Sende-/Empfangseinheit 12 können auch Magnetresonanzsignale empfangen werden. Üblicherweise geschieht dies aber mit Hilfe der Lokalspulen 6. Die mit diesen Lokalspulen 6 empfangenen Rohdaten RD werden von einer HF-Empfangseinheit 13 ausgelesen und verarbeitet. Die hiervon oder von der Ganzkörperspule mittels der HF-Sende-/Empfangseinheit 12 empfangenen Magnetresonanzsignale werden als Rohdaten RD an eine Rekonstruktionseinheit 14 übergeben, die daraus die Bilddaten BD rekonstruiert und diese in einem Speicher 16 hinterlegt und/oder über die Schnittstelle 17 an das Terminal 20 übergibt, so dass der Bediener sie betrachten kann. Die Bilddaten BD können auch über ein Netzwerk NW an anderen Stellen gespeichert und/oder angezeigt und ausgewertet werden.
Die Gradienten-Steuereinheit 11, die Hochfrequenz-Sende-/Empfangseinheit 12 und die Empfangseinheit 13 für die Lokalspulen 6 werden jeweils koordiniert durch eine Messsteuereinheit 15 angesteuert. Diese sorgt durch entsprechende Befehle dafür, dass ein gewünschter Gradienten-Pulszug GP durch geeignete Gradientensteuersignale SG_x, SG_y, SG_z ausgesendet wird, und steuert parallel die HF-Sende-/Empfangseinheit 12 so an, dass ein Mehrkanal-Pulszug MP ausgesendet wird, d. h. dass auf den einzelnen Sendekanälen S₁, ... S_N parallel die passenden Hochfrequenzpulse auf die einzelnen Sendestäbe der Ganzkörperspule 5 gegeben werden. Außerdem muss dafür gesorgt werden, dass zum passenden Zeitpunkt die Magnetresonanzignale an den Lokalspulen 6 durch die HF-Empfangseinheit 13 bzw. eventuelle Signale an der Ganzkörperspule 5 durch die HF-Sende-/Empfangseinheit 12 ausgelesen und weiterverarbeitet werden. Die Messsteuereinheit 15 gibt die entsprechenden Signale, insbesondere den Mehrkanal-Pulszug MP an die Hochfrequenz-Sende-/Empfangseinheit 12 und den Gradienten-Pulszug GP an die Gradienten-Steuereinheit 11, gemäß einem vorgegebenen Steuerprotokoll P vor. In diesem Steuerprotokoll P sind alle Steuerdaten hinterlegt, die während einer Messung eingestellt werden müssen.
Üblicherweise sind in einem Speicher 16 eine Vielzahl von Steuerprotokollen P für verschiedene Messungen hinterlegt. Diese könnten über das Terminal 20 vom Bediener ausgewählt und gegebenenfalls variiert werden, um dann ein passendes Steuerprotokoll P für die aktuell gewünschte Messung zur Verfügung zu haben, mit dem die Messsteuereinheit 15 arbeiten kann. Im Übrigen kann der Bediener auch über ein Netzwerk NW Steuerprotokolle P, beispielsweise von einem Hersteller des Magnetresonanzsystems 1, abrufen und diese dann gegebenenfalls modifizieren und nutzen.
Der grundlegende Ablauf einer solchen Magnetresonanzmessung und die genannten Komponenten zur Ansteuerung sind dem Fachmann aber bekannt, so dass sie hier im Detail nicht weiter besprochen werden. Im Übrigen kann ein solcher Magnetresonanzscanner 2 sowie die zugehörige Steuereinrichtung 10 noch eine Vielzahl weiterer Komponenten aufweisen, die hier ebenfalls nicht im Detail erläutert werden.
Es wird an dieser Stelle darauf hingewiesen, dass der Magnetresonanzscanner 2 auch anders aufgebaut sein kann, beispielsweise mit einem seitlich offenen Patientenraum, und dass im Prinzip die Hochfrequenz-Ganzkörperspule nicht als Birdcage-Antenne aufgebaut sein muss. Wesentlich ist lediglich, dass sie mehrere separat ansteuerbare Sendekanäle S₁, ..., S_N aufweist und dass dementsprechend in der Steuereinrichtung 10 auch durch die Hochfrequenz-Sende-/Empfangseinrichtung eine entsprechende Anzahl von Kanalsteuerungen zur Verfügung steht, um die einzelnen Sendekanäle S₁, ..., S_N separat ansteuern zu können.
In 1 ist hier außerdem eine erfindungsgemäße Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung 22 schematisch dargestellt, die zur Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz AS dient. Diese Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz AS enthält u. a. für eine bestimmte Messung einen vordefinierten Mehrkanal-Pulszug MP zur Ansteuerung der einzelnen Sendekanäle S₁, ..., S_N. Die Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz AS wird im vorliegenden Fall als Teil des Messprotokolls P erstellt.
Die Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung 22 ist hier als Teil des Terminals 20 dargestellt und kann in Form von Softwarekomponenten auf dem Rechner dieses Terminals 21 realisiert sein. Prinzipiell kann die Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung 22 aber auch Teil der Steuereinrichtung 10 selber sein oder auf einem separaten Rechensystem realisiert sein, und die fertigen Ansteuersequenzen AS werden, gegebenenfalls auch im Rahmen eines kompletten Steuerprotokolls P, über ein Netzwerk NW an das Magnetresonanzsystem 1 übermittelt.
Die Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung 22 weist hier eine Eingangsschnittstelle 23 auf. Über diese Eingangsschnittstelle 23 erhält die Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung 22 zum einen eine Ziel-Magnetisierung ZM, welche vorgibt, wie die Flipwinkelverteilung bei der gewünschten Messung sein sollte. Außerdem wird eine k-Raum-Gradiententrajektorie GT vorgegeben.
Beide Vorgaben erfolgen beispielsweise durch einen Experten, welcher entsprechend ausgebildet ist, um Steuerprotokolle für bestimmte Messungen zu entwickeln. Die so erhaltenen Daten werden dann an eine HF-Puls-Optimierungseinheit 25 übergeben, welche automatisch eine bestimmte Ansteuersequenz AS mit einem optimalen Mehrkanal-Pulszug MP zur Erreichung der gewünschten Ziel-Magnetisierung ZM erstellt. Wie nachfolgend noch erläutert wird, wird hierbei bei einer bevorzugten Variante des Verfahrens auch die k-Raum-Gradiententrajektorie GT (im Folgenden kurz Gradiententrajektorie genannt) modifiziert, d. h. es wird eine veränderte Gradiententrajektorie GT' erzeugt. Diese Daten werden dann über eine Steuersequenz-Ausgabeschnittstelle 24 wieder ausgegeben und können beispielsweise im Rahmen eines Steuerprotokolls P, in dem noch weitere Vorgaben zur Ansteuerung des Magnetresonanzsystems 1 angegeben werden (beispielsweise Parameter zur Rekonstruktion der Bilder aus den Rohdaten etc.), an die Steuereinrichtung 10 übergeben werden.
Der Ablauf eines solchen Verfahrens zur Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz AS wird im Folgenden anhand des Ablaufdiagramms gemäß 2 an einem sehr einfachen Beispiel erläutert.
Im Schritt I werden zunächst die Ziel-Magnetisierung ZM sowie eine Gradiententrajektorie GT vorgegeben. Das heißt, es wird eine zum Abfahren dieser Gradiententrajektorie GT benötigte Gradientenpulsfolge definiert.
In Schritt II erfolgt dann automatisch das Design des Mehrkanal-Pulszugs. Hierbei werden die einzelnen HF-Pulsfolgen für die unterschiedlichen Sendekanäle entwickelt, das heißt, es wird genau berechnet, welche HF-Pulsform auf welchem Kanal gesendet werden muss. Dies erfolgt hier zunächst für einen sog. „Low-Flip-Bereich” mit Flipwinkeln unter 5°, da in diesem Bereich das Magnetisierungsverhalten noch linear abläuft. Angewendet wird hierbei meist eine iterative Optimierungsmethode, da diese sich als besonders geeignet herausgestellt hat. Konkret wird hier die so genannte Finite-Differenzen-Methode verwendet. Prinzipiell sind aber auch andere Optimierungsverfahren, auch nicht iterative, einsetzbar. Bei dem bisher bekannten Verfahren erfolgt dabei die Optimierungsmethode so, dass beispielsweise die quadratische mittlere Abweichung (Least-Mean-Square) zwischen der Ziel-Magnetisierung und der Ist-Magnetisierung minimiert wird. Das heißt, es wird folgende Lösung gesucht: b = arg_bmin(||m_ist – m_Ziel||²) = arg_bmin(||A·b – m_Ziel||²) (1)
Dabei ist m_ist = A·b die Ist-Magnetisierung, wobei A die sogenannte Design-Matrix und b der Vektor der parallel auszusenden HF-Kurven b_c(t) ist. m_Ziel ist die Ziel-Magnetisierung. Ist die Lösung von Gleichung (1) gefunden, liegt als Ergebnis eine Funktion b_c(t) der Amplitude in Abhängigkeit von der Zeit für alle vorhandenen Sendekanäle vor, d. h. man erhält N Funktionen (eine Funktion b_c(t) für jeden Kanal c = 1 bis N).
Bei vielen Verfahren wird als Erweiterung der Zielfunktion die sog. Thikonov-Regularisierung verwendet, mit der Lösungen für b_c(t) bevorzugt werden, die möglichst kleine HF-Amplitudenwerte beinhalten, da die Spannungen quadratisch in die Berechnung der Ausgangsleistung eingehen. Eine um die Thikonov-Regularisierung erweiterte Zielfunktion gemäß Gleichung (1) sieht dann wie folgt aus: b = arg_bmin(||A·b – m_Ziel||² + β²||b||²) (2)
Der Faktor β ist dabei der sog. Thikonov-Parameter, durch dessen Einstellung zwischen der Homogenität des Flipwinkels und einer großen SAR abgewogen werden kann.
Erfindungsgemäß wird jetzt für den Schritt II eine Zielfunktion ZF vorgegeben, die zusätzlich oder alternativ zur Thikonov-Regularisierung ein Lokalbelastungs-Funktionsterm f(SED_loc) enthält: b = arg_bmin(||A·b – m_Ziel||² + β²||b||² + γf(SED_loc)) (3)
Der Wert γ ist hier wieder ein Gewichtungsfaktor, um ein Optimum (bzw. um eine einstellbare Gewichtung) zwischen der erreichbaren Homogenität der Magnetisierung und dem maximalen lokalen SED-Wert zu finden. SED_loc ist der Lokalbelastungsvektor der lokalen SED-Werte SED_loc,h (in [Ws/kg]). Diese lokalen SED-Werte SED_loc,h an einem Hotspot h im Körper des Untersuchungsobjekts O können mit folgender Gleichung berechnet werden:
N ist die Anzahl der unabhängigen Sendekanäle. ρ_h ist die Dichte des Patienten am Hotspot h in kg/m³ und j und k sind Laufvariablen, die von 1 bis N laufen. Die Werte ZZ_hjk sind die einzelnen Elemente einer sog. Sensitivitätsmatrix ZZ. In Gleichung (4) enthält diese Sensitivitätsmatrix ZZ für jeden Hotspot h einen Sensitivitätswert, der multipliziert mit der Amplitude des HF-Felds das E-Feld in dem betreffenden Hotspot repräsentiert und somit ein Umrechnungsfaktor von der Amplitude der Hochfrequenzkurve auf die tatsächliche energetische Belastung im Hotspot bildet. Das heißt, wenn 30 solcher Hotspots identifiziert wurden, so besteht der HF-Lokalbelastungsvektor SED_loc aus 30 Vektorelementen gemäß Gleichung (4).
T_sum,jk ist die Kreuzkorrelation der HF-Kurven des HF-Pulszugs:
Dabei ist Δt der Sampling-Abstand in s. Diese Kreuzkorrelation gibt also an, ob sich an einem bestimmten Ort die HF-Kurven des HF-Pulszugs bei der Überlagerung verstärken oder reduzieren.
Die Sensitivitätsmatrix ZZ und die Zielfunktion können beispielsweise in einem Speicher 26 der Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung 22 hinterlegt sein und dort bei Bedarf abgerufen werden. Die Sensitivitätsmatrix lässt sich z. B. vorab mittels Simulationen an Körpermodellen ermitteln. Eine Methode zur Ermittlung einer solchen Sensitivitätsmatrix und der lokalen SED-Werte SED_loc,h wird beispielsweise in der DE 10 2009 024 077 beschrieben, deren Inhalt hier insoweit voll inhaltlich inkorporiert wird. Dabei können für unterschiedliche Körpertypen, z. B. verschieden große Patienten, auch unterschiedliche Sensitivitätsmatrizen hinterlegt sein.
Der Lokalbelastungs-Funktionsterm f(SED_loc) in Gleichung (3) kann verschiedenartig ausgestaltet sein.
Beispielsweise kann es sich hierbei um die quadratische Maximalnorm max²(SED_loc) handeln. Dies führt dazu, dass das kritische Maximum des lokalen SED-Vektors, d. h. der größte Hotspot, minimiert wird.
Bei einer anderen Variante wird f(SED_loc) = ||SED_loc||² gesetzt. Dies führt dazu, dass HF-Energie aus den kritischeren Hotspots in der Liste entzogen wird und anderen unkritischeren Hotspots Energie zugeführt wird, da ja insgesamt bei der Optimierung eine Minimierung des quadratischen Abstands des lokalen SED-Vektors zum Nullpunkt erreicht wird.
3 zeigt drei sog. „L-Kurven” verschiedener Zielfunktionen, berechnet für die Homogenisierung einer 8-Kanal-TX Transversalschicht des unteren Abdomens. Dabei zeigt die Kurve ZF_PA einen Graph für eine Zielfunktion gemäß Gleichung (2) mit einer einfachen Thikonov-Regularisierung. Aufgetragen ist hier der α_RMS-Wert (die mittlere quadratische Abweichung (Root Mean Square) des Flipwinkels α, d. h. die Homogenität der Magnetisierung), gegenüber dem maximalen lokalen SED-Wert.
Die Kurve ZF₁ zeigt den Verlauf einer Zielfunktion gemäß einer ersten erfindungsgemäßen Variante: b = arg_bmin(||A·b – m_Ziel||² + γmax²(SED_loc)) (8)
Hier wird anstatt auf die einfache Ausgangsleistung der Hochfrequenzpulse, wie bei der Thikonov-Regularisierung, direkt das SAR-kritische Maximum des größten Hotspots im lokalen SED-Vektors minimiert, indem die Maximum-Norm des SED-Vektors SED_loc in die Zielfunktion aufgenommen wurde. Eine Umrechung zwischen SAR-Werten und SED-Werten kann z. B. über das Sequenztiming erfolgen.
Es zeigt sich, dass hiermit bei einem realistisch maximal erreichbaren α-Wert von ca. 0,2° nur eine lokale SED-Belastung von etwa 160 Ws/kg gegenüber 280 Ws/kg bei der einfachen Thikonov-Regularisierung erreicht wird. Das heißt, die lokale SED-Belastung konnte auf die Hälfte reduziert werden.
Die Kurve ZF₂ zeigt den Verlauf einer besonders bevorzugten Variante einer Zielfunktion gemäß b = arg_bmin(||A·b – m_Ziel||² + γ||SED_loc||²) (9)
Hier wird also versucht, den quadratischen Abstand des gesamten lokalen SED-Vektors SED_loc, (d. h. des HF-Lokalbelastungsvektors) zum Nullpunkt zu minimieren. Bei dem zuvor genannten Wert a_RMS = 0,2° beträgt der lokale SED-Wert hier nur 70 Ws/kg, d. h. ein Viertel der lokalen SED-Belastung gegenüber dem Verfahren mit der einfachen Thikonov-Regularisierung.
Wie bereits oben im Zusammenhang mit Gleichung (3) erläutert, ist es aber selbstverständlich möglich, zusätzlich in die Zielfunktion auch die Thikonov-Regularisierung aufzunehmen.
Bei einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel für verschiedene Zielfunktionen wird ein Lokalbelastungs-Funktionsterm f(SED_loc) gewählt, der darauf abzielt, dass das Verhältnis des HF-Lokalbelastungswerts im Verhältnis zu einem HF-Globalbelastungswert auf einen vorgegebenen Wert optimiert wird. Das heißt, der HF-Lokalbelastungs-Funktionsterm f(SED_loc, SED_glob) hängt nun nicht nur vom lokalen SED-Vektor SED_loc ab, sondern auch von einem globalen Wert SED_glob. Der Lokalbelastungs-Funktionsterm f(SED_loc, SED_glob) kann auch hierbei verschiedenartig ausgestaltet sein. Eine einfache Variante ist der Term: f(SED_loc, SED_glob) = |max_h(SED_loc,h) – η·SED_glob| (10)
Da die Zielfunktion gemäß Gleichung (3) bei der Optimierung minimiert wird, wird durch die Aufnahme des Funktionsterms nach Gleichung (10) automatisch dafür gesorgt, dass die Differenz zwischen dem η-fachen HF-Globalbelastungswert SED_glob zum Maximums des HF-Lokalbelastungsvektor SED_loc, minimiert wird. D. h. es wird das Verhältnis eines HF-Lokalbelastungswerts, hier des Maximums des HF-Lokalbelastungsvektor SED_loc, zu einem HF-Globalbelastungswert SED_glob auf einen fixen Wert η optimiert.
Der HF-Globalbelastungswert SED_glob wird, wie oben bereits erwähnt, auf die übliche Weise definiert, d. h. es handelt sich um einen Wert, für den auch bereits Grenzwerte existieren oder der auf einfache Weise in einen entsprechenden Wert umrechenbar ist.
4 zeigt die Graphen zweier möglicher Lokalbelastungs-Funktionsterme. Aufgetragen ist dort jeweils der Funktionswert f(SED_loc, SED_glob) (in willkürlichen Einheiten) über dem Verhältnis der beiden Werte SED_loc/SED_glob. Beide Funktionsterme sind so gewählt, dass ein Minimum erreicht wird, wenn das Verhältnis SED_loc/SED_glob bei einem Wert von 10 liegt. Dieser Wert ist hier jedoch lediglich als ein Beispiel gegeben. Ein geeigneter Wert für das feste Verhältnis hängt von den verschiedensten Bedingungen ab, u. a. auch von eventuell vorgegebenen Normwerten. Eine solche Funktion lässt sich beispielsweise durch zwei Teilfunktionen rechts und links von dem fix eingestellten Verhältnis definieren.
Nach dem Schritt II liegt am Ende des Optimierungsverfahrens eine für den Low-Flip-Bereich gewonnene Mehrkanal-Pulsfolge MP_L vor. Die Mehrkanal-Pulsfolge MP_L muss dann im Schritt III hochskaliert werden, um die eigentlich gewünschte Ziel-Magnetisierung zu erreichen, die ja normalerweise nicht in einem Flipwinkel-Bereich von 5° liegt, sondern bis zu einem 90° Flipwinkel oder mehr geht. Dies erfolgt einfach durch Multiplikation der Amplituden der einzelnen Pulse mit dem gewünschten Skalierungsfaktor.
In einem optionalen Schritt IV wird der Fehler, der beim Hochskalieren auftreten kann, durch eine partielle Bloch-Simulation korrigiert. Eine solche partielle Bloch-Simulation wird nur an einzelnen Zeitpunkten innerhalb der Pulsfolge durchgeführt. Hierbei werden unter Anwendung der Bloch-Gleichungen die Daten für den jeweiligen HF-Zeitpunkt, für den die Anpassung stattfinden soll, in einem Simulator mit Anwendung der Bloch-Gleichungen getestet und so die erreichte Magnetisierung berechnet. Es können dann Verbesserungen zu den Vorgaben der Ziel-Magnetisierung entdeckt werden, und es können entsprechende kleinere Korrekturen durch Änderung der Hochfrequenz-Pulsfolgen vorgenommen werden.
Zum Abschluss erfolgt dann im – ebenfalls optionalen – Schritt V noch einmal der Test aller gefundenen Parameter durch eine zeitlich vollständige Bloch-Simulation. Hierin wird geprüft, ob die Magnetisierung, die mit den Parametern erreicht wird, tatsächlich der Ziel-Magnetisierung entspricht.
Sowohl in Schritt IV als auch im Schritt V können hierin genutzte Zielfunktionen ebenfalls wieder einen Lokalbelastungs-Funktionsterm wie im Schritt II aufweisen, d. h. es kann die gleiche Zielfunktion wie in Schritt II genutzt werden.
2 zeigt noch eine weitere optionale Variante, die durch den Verfahrensschritt VI angedeutet ist, der in einer iterativen Schleife mit dem Verfahrensschritt II verbunden ist.
Bei dieser Variante erfolgt die Vorgabe der Gradiententrajektorie GT in Schritt I in einer Form, sodass deren Geometrie noch veränderbar ist, d. h. es wird nur eine initiale Grundgeometrie vorgegeben. Als einfaches Beispiel wird im Folgenden davon ausgegangen, dass die initial vorgegebene Gradiententrajektorie GT eine Spirale im k-Raum in einer x-/y-Ebene ist. Diese erweiterte Spirale ist durch folgende Funktion definiert:
Dabei ist r(t, n₁, n₂) der Radius der Spirale zur Zeit t und n₀ ist die Anzahl der Punkte auf der Spirale. Die beiden Variablen n₁ und n₂ sind die Parameter, die im Rahmen des Optimierungsverfahrens variiert werden können, um die Gradiententrajektorie ebenfalls hinsichtlich einer Minimierung der HF-Belastung für den Patienten optimieren zu können. Bei der anfänglichen Geometrie können die Variablen n₁ und n₂ beide z. B. gleich 0,33 gesetzt werden, das heißt, der Radius r nimmt linear zu, so dass es sich um eine Archimedes-Spirale handelt.
Innerhalb eines iterativen Verfahrens werden nun im Schritt VI nicht nur die HF-Pulse, sondern jeweils auch die Geometrieparameter der Gradiententrajektorie verändert. Beide gehen in die Ist-Magnetisierung m_ist in der Zielfunktion ein. Für jede Iterationsschleife wird dabei der HF-Pulszug b_c(t) wie oben beschrieben neu berechnet. Die zusätzliche iterative Anpassung der Gradientenparameter hat zur Folge, dass nicht nur die Zielfunktion minimiert wird und somit die optimalen HF-Pulsfolgen gefunden werden, sondern es wird gleichzeitig auch die effektive Hochfrequenzleistung reduziert.
Im Rahmen der Iteration verändert sich die Geometrie der Gradiententrajektorie im k-Raum. Die Gradiententrajektorie weist dann beispielsweise immer noch die Grundform einer Spirale auf. Jedoch betragen die Geometrieparameter der Spirale nun z. B. n₁ = 0,097 und n₂ = 0,302, d. h. die Spirale deckt in etwa den gleichen Bereich wie vor der Optimierung ab, so dass sich die Bildqualität nicht wesentlich geändert hat, deponiert die HF-Energie aber an anderen Stellen. Letztlich wurde also lediglich nur ein Geometrieparameter in der Optimierung automatisch stark variiert, wogegen der zweiten Geometrieparameter nahezu gleich geblieben ist.
Nach dem Schritt II liegt am Ende des Optimierungsverfahrens dann nicht nur die für den Low-Flip-Bereich gewonnene Mehrkanal-Pulsfolge MP_L vor, sondern auch eine optimierte Gradiententrajektorie GT'.
Das obige Beispiel zeigt, wie mit ganz einfachen Mitteln durch das erfindungsgemäße Verfahren bereits eine Reduzierung der Hochfrequenz-Belastung des Patienten um fast einen Faktor Vier erreicht werden kann. Dabei ist zu erwarten, dass eventuell noch eine größere Reduzierung möglich ist, indem beispielsweise auch noch weitere Parameter, die innerhalb der Zielfunktion relevant sein können, variiert werden können.
Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den zuvor beschriebenen detaillierten Verfahren und Aufbauten um Ausführungsbeispiele handelt und dass das Grundprinzip auch in weiten Bereichen vom Fachmann variiert werden kann, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen, soweit er durch die Ansprüche vorgegeben ist. Es wird der Vollständigkeit halber auch darauf hingewiesen, dass die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein” bzw. „eine” nicht ausschließt, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließt der Begriff „Einheit” nicht aus, dass diese aus mehreren Komponenten besteht, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können.
Bezugszeichenliste

1: Magnetresonanzanlage
2: Magnetresonanzscanner
3: Grundfeldmagnet
4: Gradientensystem
5: Ganzkörper-Hochfrequenzspule
6: Lokalspule
7: Liege
8: Untersuchungsraum
10: Steuereinrichtung
11: Gradienten-Steuereinheit
12: Hochfrequenz-Sende-/Empfangseinheit
13: HF-Empfangseinheit
14: Rekonstruktionseinheit
15: Messsteuereinheit
16: Speicher
17: Terminalschnittstelle
20: Terminal
22: Steuersequenz-Ermittlungseinrichtung
23: Eingangsschnittstelle
24: Steuersequenz-Ausgabeschnittstelle
25: HF-Puls-Optimierungseinheit
26: Speicher
GP: Gradienten-Pulszug
IS: Iterationsschritte
MP, MP_L: Mehrkanal-Pulszug
NW: Netzwerk
BD: Bilddaten
RD: Rohdaten
SG_x, SG_v, SG_z: Steuersignal
S₁, ..., S_N: Sendekanal
O: Patient/Untersuchungsobjekt
AS: Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz
GT, GT': k-Raum-Gradiententrajektorie
ZM: Ziel-Magnetisierung
ZZ: Sensitivitätsmatrix
ZF: Zielfunktion
ZF_PA, ZF₁, ZF₂: Zielfunktion
P Steuerprotokoll

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

DE 102009024077 [0073]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

W. Grishom et al.: „Spatial Domain Method for the Design of RF Pulses in Multicoil Parallel Excitation”, Mag. Res. Med. 56, 620–629, 2006 [0006]

Claims

Verfahren zur Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz (AS), welche einen Mehrkanal-Pulszug (MP) mit mehreren individuellen, vom Magnetresonanzsystem (1) über verschiedene unabhängige Hochfrequenz-Sendekanäle (S₁, ..., S_N) parallel auszusendenden HF-Pulszügen umfasst, wobei auf Basis einer vorgegebenen Ziel-Funktion (ZF, ZF₁, ZF₂) mit einer vorgegebenen Ziel-Magnetisierung (ZM) in einem HF-Puls-Optimierungsverfahren ein Mehrkanal-Pulszug (MP) berechnet wird, dadurch gekennzeichnet, dass die Zielfunktion (ZF, ZF₁, ZF₂) derart vorgegeben wird, dass sie zumindest einen von der Ansteuersequenz (AS) abhängigen HF-Lokalbelastungswert (SED_loc) eines Untersuchungsobjekts (O) umfasst.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der HF-Lokalbelastungswert (SED_loc) auf einer Kombination verschiedener lokaler HF-Belastungswerte in verschiedenen Volumeneinheiten basiert.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der HF-Lokalbelastungswert (SED_loc) eine vorgegebene Norm eines HF-Lokalbelastungsvektors (SED_loc) umfasst.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Zielfunktion so gewählt wird, dass im Optimierungsverfahren der HF-Lokalbelastungswert (SED_loc) minimiert wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Zielfunktion so gewählt wird, dass im Optimierungsverfahren der Maximalwert der lokalen HF-Belastung minimiert wird.
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Zielfunktion so gewählt wird, dass im Optimierungsverfahren eine vorgegebene Kombination von räumlich verschiedenen lokalen HF-Belastungswerten minimiert wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Zielfunktion von einer Abweichung eines HF-Lokalbelastungswerts (SED_loc) von einem HF-Globalbelastungswert (SED_glob) abhängt.
Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Zielfunktion so ausgewählt wird, dass im Optimierungsverfahren das Verhältnis des HF-Lokalbelastungswerts (SED_loc) zum HF-Globalbelastungswert (SED_glob) auf einen vorgegeben Wert optimiert wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass ein lokaler HF-Belastungswert (SED_loc,h) auf einer spezifischen Energiedosis in zumindest einem Volumenelement basiert.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass ein lokaler HF-Belastungswert (SED_loc,h) auf einer Korrelation der einzelnen parallel auszusendenden HF-Pulszüge des Mehrkanal-Pulszugs (MP) und/oder auf einer Sensitivitätsmatrix (ZZ), die für verschiedene Volumeneinheiten des Untersuchungsobjekts (O) die Abhängigkeit der HF-Belastung von einer aktuellen HF-Sendeamplitude in der jeweiligen Volumeneinheit repräsentiert, basiert.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Mehrkanal-Pulszug (MP) auf Basis einer vorgegebenen k-Raum-Gradiententrajektorie (GT) berechnet wird, welche in einem HF-Belastungs-Optimierungsverfahren unter Nutzung einer parametrisierbaren Funktion hinsichtlich des HF-Lokalbelastungswert (SED_loc) optimiert wird.
Verfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass im HF-Belastungs-Optimierungsverfahren Geometrieparameter der k-Raum-Gradiententrajektorie (GT) variiert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 11 oder 12, dadurch gekennzeichnet, dass das HF-Belastungs-Optimierungsverfahren mit dem HF-Puls-Optimierungsverfahren verknüpft ist.
Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzsystems (1) mit einer Mehrzahl von unabhängigen Hochfrequenz-Sendekanälen (S₁, ..., S_N), bei dem zunächst in einem Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13 eine Ansteuersequenz (AS) ermittelt und dann das Magnetresonanzsystem (1) unter Nutzung dieser Ansteuersequenz (AS) betrieben wird.
Steuersequenzermittlungseinrichtung (22) zur Ermittlung einer Magnetresonanzsystem-Ansteuersequenz (AS), welche einen Mehrkanal-Pulszug (MP) mit mehreren individuellen, vom Magnetresonanzsystem (1) über verschiedene unabhängige Hochfrequenz-Sendekanäle (S₁, ..., S_N) parallel auszusendenden HF-Pulszüge umfasst, mit einer Eingangs-Schnittstelle (23) zur Erfassung einer Ziel-Magnetisierung (ZM), einer HF-Puls-Optimierungseinheit (25), die so ausgebildet ist, dass sie auf Basis einer vorgegebenen Ziel-Funktion (ZF) mit einer vorgegebenen Ziel-Magnetisierung (ZM) in einem HF-Puls-Optimierungsverfahren ein Mehrkanal-Pulszug (MP) berechnet, und einer Steuersequenzausgabe-Schnittstelle (24), dadurch gekennzeichnet, dass die Steuersequenzermittlungseinrichtung (22) derart ausgebildet ist, dass sie in dem HF-Puls-Optimierungsverfahren eine Zielfunktion (ZF) verwendet, die zumindest einen von der Ansteuersequenz (AS) abhängigen HF-Lokalbelastungswert (SED_loc) eines Untersuchungsobjekts (O) umfasst.
Magnetresonanzsystem (1) mit einer Mehrzahl von unabhängigen Hochfrequenz-Sendekanälen (S₁, ..., S_N), mit einem Gradientensystem (4) und einer Steuereinrichtung (15), welche ausgebildet ist, um zur Durchführung einer gewünschten Messung auf Basis einer vorgegeben Ansteuersequenz (AS) einen Mehrkanal-Pulszug (MP) mit mehreren parallelen individuellen HF-Pulszügen über die verschiedenen Hochfrequenz-Sendekanäle (S₁, ..., S_N) auszusendenden, gekennzeichnet durch eine Steuersequenzermittlungseinrichtung (22) nach Anspruch 15, um eine Ansteuersequenz (AS) zu ermitteln und diese an die Steuereinrichtung (15) zu übergeben.
Computerprogramm, welches direkt in einen Speicher einer Steuersequenzermittlungseinrichtung (22) ladbar ist, mit Programmcodeabschnitten, um alle Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 13 auszuführen, wenn das Programm in der Steuersequenzermittlungseinrichtung (22) ausgeführt wird.