DE10147941B4

DE10147941B4 - Verfahren zur Magnetresonanz-Bildgebung bei schwankender Sendefeldstärke

Info

Publication number: DE10147941B4
Application number: DE10147941A
Authority: DE
Inventors: Edgar Mueller; Markus Dr. Vester
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2001-09-28
Filing date: 2001-09-28
Publication date: 2005-01-05
Anticipated expiration: 2021-09-29
Also published as: US7233145B2; US20030078491A1; DE10147941A1

Abstract

Verfahren zur Magnetresonanz-Bildgebung, bei dem bei einer Untersuchung (12) durch Einstrahlung von Hochfrequenz-Pulsen einer ersten Sendefeldstärke Magnetresonanz-Signale in einem interessierenden Bereich eines Untersuchungsobjektes (4) erzeugt, ortsaufgelöst erfasst und Volumenelementen des interessierenden Bereiches zugeordnet werden, um ein oder mehrere Magnetresonanz-Bilder des interessierenden Bereiches zu erhalten, dadurch gekennzeichnet, dass eine Sensitivität jedes Volumenelementes des interessierenden Bereiches bezüglich einer Änderung der ersten Sendefeldstärke ermittelt, Abweichungen der ersten Sendefeldstärke von einer Sollfeldstärke während der Untersuchung gemessen und die bei der Untersuchung erfassten Magnetresonanz-Signale auf Basis der für jedes Volumenelement ermittelten Sensitivität und der gemessenen Abweichungen der ersten Sendefeldstärke von der Sollfeldstärke korrigiert werden, um auf die Sollfeldstärke bezogene korrigierte Magnetresonanz-Signale für eine Berechnung der Magnetresonanz-Bilder zu erhalten.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Magnetresonanz(MR)-Bildgebung, das sich insbesondere für die Durchführung von empfindlichen Magnetresonanz-Messungen einsetzen lässt, bei denen sich eine schwankende Sendefeldstärke ungünstig auswirkt.

Die Magnetresonanz-Tomographie ist eine bekannte Technik zur Gewinnung von Bildern des Körperinneren eines lebenden Untersuchungsobjekts. Zur Durchführung der Magnetresonanz-Tomographie erzeugt ein Grundfeldmagnet ein statisches relativ homogenes Grundmagnetfeld. Diesem Grundmagnetfeld werden während der Aufnahme von Magnetresonanz-Bildern schnellgeschaltete Gradientenfelder zur Ortskodierung überlagert, die von sogenannten Gradientenspulen erzeugt werden. Mit Hochfrequenz-Sendeantennen werden Hochfrequenzpulse einer definierten Sendefeldstärke B₁ zur Auslösung von Magnetresonanz-Signalen S in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt. Die mit diesen Hochfrequenzpulsen hervorgerufenen Magnetresonanz-Signale S werden von Hochfrequenz-Empfangsantennen aufgenommen. Die Magnetresonanz-Bilder des untersuchten Objektbereiches des Untersuchungsobjektes werden auf Basis dieser mit den Empfangsantennen empfangenen Magnetresonanz-Signale erstellt. Jeder Bildpunkt im Magnetresonanz-Bild ist dabei einem kleinen Körpervolumen, dem sogenannten Voxel, zugeordnet. Der Helligkeits- oder Intensitätswert des Bildpunktes ist mit der aus diesem Voxel empfangenen Signalamplitude des Magnetresonanz-Signals verknüpft. Die Stärke des Magnetresonanz-Signals S hängt wiederum u.a. von der Stärke des eingestrahlten Feldes B₁ der Hochfrequenz-Sendeantennen ab.

Die anregende Sendefeldstärke B₁ ist aufgrund von nicht vermeidbaren Schwankungen in der Sendeleistung, beispielsweise durch Temperaturänderungen oder Störungen im Verstärker, sowie der Eigenschaften der Sendeantenne, beispielsweise durch Erwärmung oder Kapazitätsänderung bei Bewegungen des Patienten, nicht beliebig konstant zu halten. Die Auswirkungen einer schwankenden Sendefeldstärke sind gerade bei empfindlichen Messungen störend, bei denen sehr geringe Signalunterschiede in den Magnetresonanz-Signalen von Bedeutung sind. Ein Beispiel für eine derartige Messung ist die funktionale Magnetresonanz-Bildgebung (fMRI), mit der Informationen über die Gehirnaktivität in menschlichen und tierischen Organen erhalten werden kann. Bei der funktionalen Magnetresonanz-Tomographie werden in kurzen zeitlichen Abständen Magnetresonanz-Aufnahmen des zu untersuchenden Objektvolumens, beispielsweise des Gehirns eines Patienten, gemacht. Durch Vergleich des mit Mitteln der funktionalen Bildgebung gemessenen Signalverlaufs für jedes Volumenelement des Objektvolumens mit dem zeitlichen Verlauf einer Modellfunktion kann eine Stimulus-spezifische neuronale Aktivierung detektiert und räumlich lokalisiert werden. Da hierbei die von physiologischen Vorgängen ausgelösten winzigen Änderungen des empfangenen Magnetresonanz-Signals detektiert werden müssen, benötigt die funktionale Magnetresonanz-Bildgebung eine sehr hohe Stabilität des Magnetresonanz-Systems. Schwankungen in der Sendefeldstärke können die Auswertbarkeit der Messungen stark beeinträchtigen.

Derzeit sind zwei unterschiedliche Konzepte bekannt, um dieser Problematik der schwankenden Sendefeldstärke bei Messungen der funktionalen Magnetresonanz-Tomographie zu begegnen. So werden zum einen als Sendeverstärker sogenannte Klasse-A-Sendeverstärker eingesetzt, die eine hohe Stabilität der Verstärkung bieten, um eine möglichst konstante Sendefeldstärke während der Messung zu erreichen. Diese Sendeverstärker sind jedoch technisch sehr aufwendig und weisen zudem einen schlechten Wirkungsgrad auf.

Zum anderen ist es bekannt, während der Messung im Messfeld bzw. Messvolumen (FOV = field of view) neben dem Untersuchungsobjekt ein Referenzobjekt in Form eines Phantomfläschchens zu platzieren, aus dem ein Referenzsignal erhalten wird. Die aus den Volumenelementen bzw. Voxeln des Untersuchungsobjektes erhaltenen Magnetresonanz-Signale werden dann auf dieses Referenzsignal bezogen, um Schwankungen der Sendefeldstärke in den Magnetresonanz-Signalen zu korrigieren. Diese Technik ist jedoch nur bei einer Wiederholzeit TR der Anregung sinnvoll, die viel länger als die längste im Gewebe des Untersuchungsobjektes vorkommende Längsrelaxationszeit T1 von in der Regel ca. 1 Sekunde ist, da dann das Signal S eines Volumenelementes proportional sin(α) ist, wobei α ∼ B₁, so dass S direkt mit der Sendefeldstärke B₁ korreliert. In der Praxis wird jedoch die Wiederholzeit TR der Anregung meist wesentlich kleiner gewählt. Dann erscheint durch die Sättigung des Spins das Maximum des Signals bei α < 90° und der Zusammenhang zwischen dem Signal S und der Sendefeldstärke B₁ wird von der Art des Gewebes des jeweiligen Volumenelementes abhängig. In diesem Fall kann die Längsrelaxationszeit T1 des Phantoms nicht für das gesamte Messvolumen repräsentativ sein. Darüber hinaus liegt innerhalb eines jeden Volumenelementes eine andere Mischung von mehreren signalgebenden Materialien vor, so dass eine einfache Zuordnung vom makroskopischen Gewebetyp zu einem effektiven T1 im Allgemeinen nicht möglich ist.

Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Verfahren zur Magnetresonanz-Bildgebung anzugeben, das eine Korrektur der gemessenen Magnetresonanz-Signale bei schwankender Sendefeldstärke uneingeschränkt ermöglicht.

Die Aufgabe wird mit dem Verfahren gemäß Patentanspruch 1 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen des Verfahrens sind Gegenstand der Unteransprüche.

Bei dem vorliegenden Verfahren wird vor, während oder nach der Durchführung einer Magnetresonanz-Untersuchung die Sensitivität jedes Voxels des interessierenden Bereiches bezüglich der Sendefeldstärke im Messfeld bzw. Messvolumen bestimmt. Weiterhin werden während der Untersuchung die Sendefeldstärke B₁ sowie deren Schwankungen erfasst. Die Messwerte, d.h. die gemessenen Magnetresonanz-Signale S, werden dann anhand der für jedes Voxel r ermittelten Sensitivität und der jeweils gemessenen Abweichung der Sendefeldstärke B₁ von einer Sollfeldstärke B₁₀ korrigiert. Die Sollfeldstärke B₁₀ kann hierbei beispielsweise dem Anfangswert der Sendefeldstärke B₁ beim Start der Untersuchung entsprechen.

Unter Messung ist hierbei die Einstrahlung eines oder mehrerer Hochfrequenz-Pulse oder Hochfrequenz-Pulssequenzen sowie die Erfassung der dadurch erzeugten Magnetresonanz-Signale zu verstehen. Die Untersuchung eines Patienten durch Einstrahlung von Hochfrequenz-Pulsen und Erfassen der ausgelösten Magnetresonanz-Signale zur Erzeugung eines oder mehrerer Magnetresonanz-Bilder eines interessierenden Bereiches wird im Folgenden auch als Hauptmessung bezeichnet.

Die Ermittlung der Sensitivität jedes Voxels erfolgt in einer Alternative des vorliegenden Verfahrens durch mindestens eine zusätzliche Magnetresonanz-Messung, im Folgenden als Kalibrationsmessung bezeichnet, die mit identischen Sequenzparametern wie die der Hauptmessung, jedoch bei zwei unterschiedlichen Sendefeldstärken durchgeführt werden. Die beiden unterschiedlichen Sendefeldstärken liegen im Bereich der für die Hauptmessung beabsichtigten Sollfeldstärke B₁₀. Beispielsweise kann eine der beiden Sendefeldstärken oberhalb und die andere unterhalb der Sollfeldstärke B liegen. Selbstverständlich kann eine Sendefeldstärken der Kalibrationsmessung auch den Wert der Sollfeldstärke B₁₀ aufweisen. Bei dieser Kalibrationsmessung werden also zumindest zwei Datensätze bzw. Magnetresonanz-Bilder mit Magnetresonanz-Signalen erhalten, die sich in der Sendefeldstärke unterscheiden. Der Unter schied ΔB der Sendefeldstärken, mit denen die Kalibrationsmessung durchgeführt wird, muss oberhalb eines Wertes liegen, bei dem physiologische Effekte für die Kalibration vernachlässigt werden können. Auf der anderen Seite sollte der Unterschied innerhalb eines Wertebereiches liegen, der eine lineare Approximation der Abhängigkeit des Magnetresonanz-Signals von der Sendefeldstärke noch zulässt. Vorzugsweise liegt die Differenz ΔB der Sendefeldstärken in einem Bereich von ΔB/B₁₀ von ungefähr 20%.

Aus den gemessenen Magnetresonanz-Signalen jedes Voxels r, die bei den unterschiedlichen bekannten Sendefeldstärken bei der Kalibration gemessen wurden, lässt sich unter linearer Approximation eine Sensitivität s(r) = ΔS(r)/ΔB für jedes Voxel r ermitteln. Durch Multiplikation dieser Sensitivität mit dem während der Hauptmessung gemessenen Magnetresonanz-Signal und der ebenfalls gemessenen Abweichung ΔB₁(t) der Sendefeldstärke B₁ von der Sollfeldstärke B₁₀ lässt sich somit für jedes Voxel r ein korrigierter Signalwert Skorr(r, t) = S(r, t) – s(r)·ΔB1(t)ermitteln, der unabhängig von den Schwankungen der Sendefeldstärke B₁ ist.

Selbstverständlich lässt sich die Kalibrationsmessung auch bei mehr als zwei unterschiedlichen Sendefeldstärken durchführen, so dass auch über die lineare Approximation hinausgehende höhere Ableitungen der Sensitivität ermittelt werden können. Dies ermöglicht auch eine nichtlineare Korrektur der Messwerte. So kann beispielsweise eine Sensitivität erster Ordnung durch s₁(r) = dS(r)/dB sowie eine Sensitivität zweiter Ordnung durch s₂(r) = dS²(r)/dB² ermittelt werden. Die Magnetresonanz-Signale werden dann in folgender Weise korrigiert: Skorr(r, t) = S(r, t) – s1(r)·ΔB1(t) – s2(r)·ΔB1(t)2/2

Im einfachsten Fall wird die Kalibrationsmessung genau für die Schicht des Untersuchungsobjektes durchgeführt, die während der Hauptmessung vermessen wird. Wird die Kalibrationsmessung vor oder nach der Hauptmessung durchgeführt, so kann die exakte Zuordnung der Voxel-abhängigen Kalibrationsdaten und der gemessenen Magnetresonanz-Signale bei Patientenbewegungen zwischen der Kalibration und der Hauptmessung verlorengehen. Um dies zu vermeiden, werden die Kalibrationsdaten in einer Ausführungsform des vorliegenden Verfahrens als vollständiger 3D-Datensatz über ein größeres Messvolumen gewonnen. Aus diesem 3D-Datensatz können dann die Sensitivitäten an den bei der Hauptmessung tatsächlich erfassten Bild-Voxelpositionen linear interpoliert werden. Die durch die Kalibration verlängerte Zeitdauer der Bildgebung fällt gerade bei der funktionalen Magnetresonanz-Bildgebung mit den hierbei typisch langen Messzeiten nicht ins Gewicht.

Bei der Kalibrationsmessung können zusätzliche Kalibrationsdaten auch für mindestens zwei verschiedene Repetitionszeiten TR erfasst werden, so dass für jedes Voxel zwei Sensitivitäten – eine Sensitivität s_B in Abhängigkeit von der Sendefeldstärke und eine Sensitivität s_TR in Abhängigkeit von der Repetitionszeit TR – ermittelt werden. Dies ermöglicht auch eine Korrektur von Messungen mit variablen Repetitionszeiten TR₁, wie sie gerade bei fMRI-Bildfolgen auftreten können. Bei dieser Anwendung wird aus den ermittelten Sensitivitäten s_TR eine Interpolation für die jeweilige Repetitionszeit TR₁ der Hauptmessung durchgeführt. Die Magnetresonanz-Signale werden auf Basis der beiden Sensitivitäten in folgender Weise korrigiert: Skorr(r, t) = S(r, t) – sB(r)·ΔB1(t) – sTR(r)·ΔTR1(t)

Dies ermöglicht die Korrektur von Messungen, bei denen die Repetitionsrate TR von äußeren Ereignissen über externe Triggersignale bestimmt wird, die beispielsweise durch den Herzschlag oder die Atmung des Patienten ausgelöst werden. Die Zeitskala der Variation der Repetitionszeit muss bei Kalibration und Bildgebung ähnlich sein. Sie muss also entweder so langsam erfolgen, dass die Spins bei der Kalibrationsmessung immer nahezu im Gleichgewicht sind – wenn dies auch der eigentlichen Messsituation der Hauptmessung entspricht – oder bei der Kalibration muss eine plötzliche Abweichung ΔTR in einer ansonsten gleichförmig wiederholten Sequenz erfolgen, wenn diese Situation auch bei der Hauptmessung vorliegt.

Die Kalibrationsmessung kann zu verschiedenen Zeiten in Bezug auf die eigentliche Magnetresonanz-Bildgebung erfolgen. Sie kann beispielsweise vor oder nach der Hauptmessung durchgeführt werden. Bei längeren Magnetresonanz-Bildfolgen kann die Gewinnung der Kalibrationsdaten auch zeitlich zwischen der Erfassung der einzelnen Magnetresonanz-Bilder der Hauptmessung liegen, beispielsweise in periodischen Abständen, oder nachdem eine Patientenbewegung detektiert wurde.

In einer weiteren Alternative des vorliegenden Verfahrens wird eine Erfassung der Kalibrationsdaten durch die Hauptmessung selbst realisiert. Dies erfolgt durch absichtliche systematische Variation der Sendefeldstärke während der Hauptmessung, beispielsweise periodisch oder gemäß einer Pseudozufallsfolge, so dass ein Datensatz erfasst wird, der sowohl die Messsignale für die Hauptmessung als auch die Kalibrationsdaten enthält. Durch Korrelation der empfangenen Daten mit der bekannten Variation der Sendefeldstärke, die wiederum eine gewisse Größe nicht unter- oder überschreiten sollte, können die Kalibrationsdaten dann vom eigentlichen physiologischen Nutzsignal abgetrennt werden. Dadurch können die Kalibrationsdaten auch während langer Messungen ständig aktualisiert werden. Durch die Anwendung der Korrektur mit den im Verlauf der Hauptmessung schon gewonnenen Sensitivitäten wird die Hauptmessung auch durch die absichtlich eingefügte Variation kaum gestört. Vorzugsweise wird bei dieser Alternative vor der Durchführung der Hauptmessung zumindest eine Kalibrationsmessung zur erstmaligen Ermittlung der Sensitivität der einzelnen Voxel durchgeführt. Die zeitlich ersten Magnetresonanz-Signale bzw. Bilddaten werden dann auf Basis dieser Sensitivitäten und der gleichzeitig gemessenen Sendefeldstärke korrigiert. Durch die ständig während der Hauptmessung gewonnenen neuen Kalibrationsdaten werden dann diese Sensitivitäten eventuell geänderten Randbedingungen angepasst, so dass die nachfolgenden Magnetresonanz-Signale jeweils aufgrund der aktuell ermittelten Sensitivitäten korrigiert werden.

Die Korrektur der Magnetresonanz-Signale mit den erfassten Sensitivitäten und der erfassten Variation der Sendefeldstärke kann bei Durchführung der Kalibrationsmessung vor oder während der eigentlichen Messung, quasi in Echtzeit oder auch erst nach der Erfassung aller Messdaten erfolgen.

Das vorliegende Verfahren lässt sich dabei besonders vorteilhaft bei fMRI-Messungen einsetzen, bei denen kleinste Signaländerungen während einer längeren Messdauer von hoher Bedeutung sind. Der Einsatz eines hochstabilen Sendeverstärkers ist dabei nicht mehr erforderlich. Weiterhin ist das vorliegende Verfahren unabhängig von der Art des Gewebes, so dass keine gewebebedingten Fehler auftreten können.

Die Messung der tatsächlich erzeugten Sendefeldstärke kann auf unterschiedliche Art und Weise erfolgen. So kann die Sendefeldstärke beispielsweise durch Einbringen einer Feldsonde in den Senderesonator erfasst werden, deren Signal während der Messung empfangen wird. Eine derartige Feldsonde kann aus einer einfachen Drahtschleife bestehen.

Weiterhin kann zwischen dem Sendeverstärker und der Sendeantenne ein HF-Richtkoppler zur Erfassung der Sendefeldstärke eingesetzt werden. Bei mit geeigneter Phase gewichteter Überlagerung von HF-Vor- und Rücklaufsignal lässt sich hiermit ein Messwert gewinnen, der proportional dem Antennenstrom ist, so dass auch Änderungen der Antenneneigenschaften wie Resonanz und Güte mit erfasst werden.

Eine weitere Möglichkeit der Erfassung der Sendefeldstärke besteht darin, ein Phantomfläschchen mit kurzem T1 im Messfeld einzusetzen und dessen Magnetresonanz-Signal zu erfassen, das zur Sendefeldstärke proportional ist. Dies erspart einen zusätzlichen Mess-ADC (ADC = Analog-Digital-Wandler) und die Reservierung eines Empfangskanals beim Senden. Der Einsatz eines Phantomfläschchens ist jedoch vor allem am Rande des Messfeldes empfindlich für instabile Gradienten-Offsets.

Das vorliegende Verfahren wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen in Verbindung mit den Zeichnungen nochmals kurz erläutert. Hierbei zeigen:
1 ein Beispiel für den prinzipiellen Aufbau einer Magnetresonanz-Tomographieanlage, mit der das vorliegende Verfahren durchführbar ist;
2 ein Beispiel für den Verfahrensablauf bei der Durchführung des vorliegenden Verfahrens;
3 ein weiteres Beispiel für den Verfahrensablauf bei der Durchführung des vorliegenden Verfahrens;
4 ein drittes Beispiel für den Verfahrensablauf bei der Durchführung des vorliegenden Verfahrens; und
5 ein Beispiel für den Einsatz eines HF-Richtkopplers zur Erfassung der Sendefeldstärke während der Messung.
1 zeigt schematisch ein Schnittbild durch ein Magnetresonanz-Tomographiegerät. In der Figur sind nur die wesentlichen Bauteile des Gerätes, ein Grundfeldmagnet 1, ein Gradientenspulensystem 2, und eine Hochfrequenz-Sende- und Emp fangsantenne 3 dargestellt. Auf die Darstellung einer Kopfspule als Hochfrequenz-Sende- und Empfangsantenne, wie sie insbesondere bei fMRI-Messungen eingesetzt wird, wurde aus Gründen der Übersichtlichkeit verzichtet. Weiterhin ist ein Patient 4 auf einer Patientenliege 5 zu erkennen, der das Untersuchungsobjekt darstellt. Bei der Messung werden über die als Ganzkörperspule ausgebildete Hochfrequenz-Sendeantenne 3 ein oder mehrere Hochfrequenzimpulse zur Erzeugung von Magnetresonanz-Signalen im Körper der Person 4 eingestrahlt und die erzeugten Magnetresonanz-Signale erfasst und in Form eines zweidimensionalen Magnetresonanz-Bildes dargestellt. Die Figur zeigt gestrichelt eine Schicht 6 durch den Patienten, die bei der MR-Messung vermessen werden soll. Weiterhin ist eine Feldsonde 7 zu erkennen, über die die Sendefeldstärke während einer Messung erfasst wird.
2 zeigt beispielhaft eine Ausführungsform des vorliegenden Verfahrens zur Korrektur einer schwankenden Sendefeldstärke während einer fMRI-Messung. Bei diesem Verfahren erfolgt zunächst eine Kalibration 8 der Sensitivität jedes Volumenelementes bzw. Voxels in der zu vermessenden Schicht 6 oder in einem diese Schicht beinhaltenden größeren Volumenbereich. Bei dieser Kalibrationsmessung 8 werden mindestens zwei Kalibrationsbilder mit exakt gleichen Sequenzparametern, d.h. FOV, Schichtlage und TR (eingeschwungen, d.h. dass die Messdaten erst genommen werden, nachdem sich ein Gleichgewichtszustand der Längsmagnetisierung eingestellt hat), wie bei der Hauptmessung 12 durchgeführt. Die Messung der Kalibrationsdaten erfolgt jedoch mit deutlich vom nominellen B₁₀ abweichenden Feldern B₁₁ und B₁₂, wobei B₁₂ – B₁₁ = ΔB. Deutlich abweichend heisst hierbei, dass ΔB/B₁₀ groß genug ist, um physiologische Effekte für die Kalibration vernachlässigen zu können, aber klein genug, dass S(B₁) in diesem noch linear approximiert werden kann. Im vorliegenden Fall wird ein Wert von ΔB/B₁₀ = 20% gewählt. Die aus der Messung 8 erhaltenen Kalibrationsdaten werden herangezogen, um für jedes Voxel r aus den Signalunterschieden ΔS(r) der beiden aus der Kalibrationsmessung erhaltenen Datensätze die Sensitivitäten s(r) = ΔS(r)/ΔB zu ermitteln. Bei exakter Vermessung der Schicht 6 wird dabei eine Anzahl von Sensitivitäten s(r) erhalten, die der Anzahl der Bildpunkte der Bildmatrix entspricht. Bei einer Vermessung eines größeren Messvolumens wird ein dreidimensionaler Datensatz erhalten.
Während der Hauptmessung 12 wird neben der Erfassung der Messdaten auch die tatsächliche Sendeamplitude B₁(t) erfasst. Dies erfolgt über die in 1 dargestellte Feldsonde 7. Auch der Einsatz eines HF-Richtkopplers nach dem Sendeverstärker, wie dies aus 5 ersichtlich ist, kann für die Erfassung der Sendefeldstärke B₁(t) herangezogen werden.
Die während der Messung 12 erfassten Messwerte S(r, t) werden schließlich mit der bei der Kalibrationsmessung 8 ermittelten Sensitivität s(r) korrigiert, um für jedes Voxel eine korrigierte Intensität S_korr(r, t) = S(r, t) – s(r)·ΔB₁(t) zu erhalten (Schritt 13).
Wurde bei der Kalibrationsmessung 8 ein 3D-Datensatz anstatt identischer Schichten erhalten, so werden im Schritt 11 die Sensitivitäten der während der Hauptmessung 12 tatsächlich vermessenen Voxel linear interpoliert.
Die Kalibrationsmessung 8 kann in diesem Beispiel vor oder nach der eigentlichen Messung 12 erfolgen. Auch eine Durchführung der Kalibrationsmessung 8 zwischen einzelnen Messsequenzen der Messung 12 ist möglich.
Weiterhin kann eine Kalibrationsmessung 8 zusätzlich bei zwei oder mehr unterschiedlichen Repetitionszeiten TR durchgeführt werden. In diesem Fall werden je Voxel zwei Sensitivitäten erhalten, wie dies in 3 anhand des Schrittes 10 zu erkennen ist. Im Interpolationsschritt 11 werden dann die Sensitivitäten linear interpoliert, die bei den bei der Hauptmessung 12 auftretenden Repetitionsraten TR gelten.
4 zeigt schließlich die Vorgehensweise bei einer Durchführung der Kalibration während der Hauptmessung 12. Hierbei werden im vorliegenden Beispiel die HF-Sendeimpulse abwechselnd mit einem höheren und einem niedrigeren Wert der Sendefeldstärke eingestrahlt und die Magnetresonanz-Signale sowie die jeweilige Sendefeldstärke gemessen. Aus den bei den unterschiedlichen Sendefeldstärken erfassten Messdaten S(r) werden die Differenzen ΔS(r) gebildet und über mehrere Wechselperioden der Sendefeldstärke gemittelt. Der erhaltene Mittelwert ΔS_M(r) ist frei von Einflüssen durch physiologische Einflüsse bei der Messung. Aus diesem Mittelwert ΔS_M(r) werden dann die Sensitivitäten s(r) = ΔS_M(r)/ΔB gewonnen, wobei ΔB wiederum dem Unterschied der eingestrahlten Sendefeldstärken entspricht. Die ermittelten Sensitivitäten werden wiederum herangezogen, um die um die gemessene – in diesem Fall große – Variation der Sendefeldstärke ΔB_1cal(t) bereinigten Messdaten S_korr(r, t) zu erhalten.
Bei dieser Ausführungsform bleiben die zu Beginn der Hauptmessung erfassten Magnetresonanz-Signale ohne Korrektur, da noch keine Sensitivitäten ermittelt werden konnten.
In einer Variante dieser Ausführungsform wird daher vor der Hauptmessung eine Kalibration gemäß der Ausführungsform der 2 durchgeführt. Die ersten Magnetresonanz-Signale werden dann auf Basis dieser vorausgegangenen Kalibration korrigiert, spätere Magnetresonanz-Signale auf Basis der während der Hauptmessung ermittelten bzw. aktualisierten Sensitivitäten.
Auf diese Weise ist eine ständige Aktualisierung der Kalibration möglich, die beispielsweise bei längeren Messzeiten aufgrund einer Bewegung des Patienten erforderlich sein kann.
5 zeigt schließlich ein Beispiel für die Erfassung der schwankenden Sendefeldstärke B₁(t) durch Einsatz eines HF- Richtkopplers 14 nach dem Sendeverstärker 15 zur Beaufschlagung der Antenne 16, die der Ganzkörperspule 3 der Figur entsprechen kann, mit der erforderlichen HF-Leistung. Der Richtkoppler 14 ist über einen Phasenschieber 17 und ein Summiernetzwerk 18 mit einem Empfangskanal 19 der MR-Anlage verbunden, über den die exakte Sendefeldstärke erfasst wird.

Claims

Verfahren zur Magnetresonanz-Bildgebung, bei dem bei einer Untersuchung (12) durch Einstrahlung von Hochfrequenz-Pulsen einer ersten Sendefeldstärke Magnetresonanz-Signale in einem interessierenden Bereich eines Untersuchungsobjektes (4) erzeugt, ortsaufgelöst erfasst und Volumenelementen des interessierenden Bereiches zugeordnet werden, um ein oder mehrere Magnetresonanz-Bilder des interessierenden Bereiches zu erhalten, dadurch gekennzeichnet, dass eine Sensitivität jedes Volumenelementes des interessierenden Bereiches bezüglich einer Änderung der ersten Sendefeldstärke ermittelt, Abweichungen der ersten Sendefeldstärke von einer Sollfeldstärke während der Untersuchung gemessen und die bei der Untersuchung erfassten Magnetresonanz-Signale auf Basis der für jedes Volumenelement ermittelten Sensitivität und der gemessenen Abweichungen der ersten Sendefeldstärke von der Sollfeldstärke korrigiert werden, um auf die Sollfeldstärke bezogene korrigierte Magnetresonanz-Signale für eine Berechnung der Magnetresonanz-Bilder zu erhalten.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Sensitivität der Volumenelemente durch zumindest eine Magnetresonanz-Messung (8) bei zumindest zwei unterschiedlichen Sendefeldstärken ermittelt wird, die vor der Untersuchung (12), nach der Untersuchung (12) oder zwischen einzelnen Hochfrequenz-Pulssequenzen der Untersuchung (12) durchgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Sensitivität der Volumenelemente durch eine gezielte Variation der ersten Sendefeldstärke zwischen zumindest zwei unterschiedlichen Sendefeldstärken bei der Untersuchung (12) ermittelt oder aktualisiert wird.
Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass sich die unterschiedlichen Sendefeldstärken zumindest um einen Wert unterscheiden, bei dem physiologische Effekte während der Magnetresonanz-Messung (8) bei der Ermittlung der Sensitivität der Volumenelemente vernachlässigt werden können.
Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die unterschiedlichen Sendefeldstärken nur innerhalb eines Feldstärkenbereiches von der Sollfeldstärke abweichen, innerhalb dessen eine Korrektur der bei der Untersuchung (12) erfassten Magnetresonanz-Signale durch lineare Approximation möglich ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass sich die unterschiedlichen Sendefeldstärken um einen Wert ΔB unterscheiden, der im Bereich zwischen 15 und 25% des Wertes der Sollfeldstärke liegt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die zumindest eine Magnetresonanz-Messung (8) zur Ermittlung der Sensitivitäten für eine oder mehrere mit der Untersuchung erfasste Schichten (6) des interessierenden Bereiches durchgeführt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die zumindest eine Magnetresonanz-Messung (8) zur Ermittlung der Sensitivitäten für einen mehrere Schichten beinhaltenden Volumenbereich des Untersuchungsobjektes (4) durchgeführt werden, um einen dreidimensionalen Datensatz zu erhalten, wobei die Sensitivitäten der Volumenelemente von mit der Untersuchung (12) erfassten Schichten (6) aus Daten des dreidimensionalen Datensatzes interpoliert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die zumindest eine Magnetresonanz-Messung (8) zur Ermittlung der Sensitivität bei mehr als zwei unterschiedlichen Sendefeldstärken durchgeführt wird, um die Korrektur der erfassten Magnetresonanz-Signale durch nichtlineare Interpolation zu ermöglichen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass zumindest eine weitere Magnetresonanz-Messung bei zumindest zwei unterschiedlichen Repetitionszeiten TR durchgeführt wird, um für jedes Volumenelement des interessierenden Bereiches eine zweite Sensitivität bezüglich einer Änderung der Repetitionszeit zu ermitteln, mit der die bei der Untersuchung (12) erfassten Magnetresonanz-Signale in Abhängigkeit von einer während der Untersuchung (12) variierenden Repetitionszeit korrigiert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Messung der Abweichungen der ersten Sendefeldstärke von einer Sollfeldstärke während der Untersuchung (12) über eine Feldsonde (7) erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Messung der Abweichungen der ersten Sendefeldstärke von einer Sollfeldstärke während der Untersuchung (12) über einen Richtkoppler (14) erfolgt, der zwischen einer für die Erzeugung der Hochfrequenz-Pulse eingesetzten Sendeantenne (3, 16) und einem mit der Sendeantenne (3, 16) verbundenen Sendeverstärker (15) angeordnet ist.